СИСТЕМЫ И СПОСОБЫ ЧЕТЫРЕХМЕРНОГО ЭЛЕКТРОМАГНИТНОГО ТОМОГРАФИЧЕСКОГО (ЭМТ) ДИФФЕРЕНЦИАЛЬНОГО (ДИНАМИЧЕСКОГО) СМЕШАННОГО ПОСТРОЕНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЙ Российский патент 2016 года по МПК G06K9/00 G06T1/00 A61B6/00 

ССЫЛКИ НА СВЯЗАННЫЕ ЗАЯВКИ

Для целей патентной защиты в Соединенных Штатах Америки настоящая заявка представляет собой заявку на патент на изобретение и патентные формулы на основании 35 U.S.C. § 119(e), в отношении предварительной патентной заявки в США №61/362,634, поданной 8 июля 2010 г., озаглавленной "СИСТЕМЫ И СПОСОБЫ ЧЕТЫРЕХМЕРНОГО ЭЛЕКТРОМАГНИТНОГО ТОМОГРАФИЧЕСКОГО (ЭМТ) ДИФФЕРЕНЦИАЛЬНОГО (ДИНАМИЧЕСКОГО) СМЕШАННОГО ПОСТРОЕНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЙ" и включенной в настоящий документ по ссылке. Кроме того, весь патент США № 7239731, выданный г-ну Семенову и др. 3 июля 2007 г. и озаглавленный "СИСТЕМА И СПОСОБ НЕРАЗРУШАЮЩЕГО ФУНКЦИОНАЛЬНОГО ПОЛУЧЕНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЙ И ОТОБРАЖЕНИЯ ЭЛЕКТРИЧЕСКИХ ВОЗМУЩЕНИЙ В БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЯХ С ПОМОЩЬЮ ТОМОГРАФИИ И СПЕКТРОСКОПИИ НА ОСНОВЕ ЭЛЕКТРОМАГНИТНОГО ПОЛЯ", включается в настоящий документ по ссылке.

ЗАЯВЛЕНИЕ ОБ АВТОРСКИХ ПРАВАХ

Все материалы в настоящей патентной заявке охраняются законодательством об авторских и смежных правах Соединенных Штатов Америки и других стран. Владелец авторских прав не возражает против факсимильного воспроизведения патентной заявки любым лицом или раскрытия патентной информации для отражения в государственных регистрационных документах, но в противном случае все прочие авторские права сохраняются за владельцем.

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение в целом связано с электромагнитной томографией и, в частности, но не исключительно, с четырехмерной электромагнитной томографией для создания смешанных анатомико-функциональных изображений биологических объектов.

ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ

Электромагнитная томография (ЭМТ) является относительно новым средством получения изображений и обладает большим потенциалом использования для биолого-медицинских целей, в том числе для неинвазивной оценки функционального и патологического состояния биологических тканей. Способ ЭМТ позволяет дифференцировать биологические ткани и, соответственно, создать их изображение на основании различий в диэлектрических свойствах тканей. Зависимость диэлектрических свойств тканей от их различных функциональных и патологических состояний, таких как наполненность кровью и кислородом, ишемические и инфарктные повреждения, уже подтверждена.

Системы двухмерной (2D) и трехмерной (3D) ЭМТ и способы воссоздания изображений разрабатывались в течение последних десяти или более лет. Возможность применения этой технологии для различных биолого-медицинских целей уже доказана, например, в виде построения изображений сердца и конечностей.

Сложность распределения электромагнитных волн в сканирующей камере: необходимость уменьшить эффект границ

Как и в случае любого иного создания биомедицинских изображений, алгоритм ЭМТ состоит из циклов измерений комплексных сигналов, рассеянных по исследуемому биологическому объекту, полученных от множества передатчиков, расположенных в различных точках вокруг объекта, и изменяемых множеством приемных устройств, расположенных в различных точках вокруг объекта. Это показано на ФИГ. 1. В иных разделах настоящего документа приводится информация о том, что замеренные типологические свойства рассеянных электромагнитных сигналов могут быть использованы для различных способов создания изображений посредством реконструкции трехмерного распределения диэлектрических свойств объекта, т.е. для создания трехмерного изображения объекта.

В целом, для создания изображений очень важно предельно точно описать распределение электромагнитного поля в объекте сканирования. Распределение электромагнитного поля в камере сканирования представляет собой очень сложное явление, даже если внутри нет изучаемого объекта.

Также существуют проблемы с границами, возникающие из-за ограниченного объема камеры сканирования, которые следует принимать во внимание или же уменьшать теми или иными способами.

Существуют различные способы уменьшения влияния от физических границ. Например, воздействие от физических границ может быть уменьшено за счет использования абсорбирующего материала (или материалов), как описано в патенте US 7239731, или же от увеличения абсорбирующих свойств контрастного вещества при сохранении достаточного уровня сигнала на приемных устройствах, как описано в настоящем документе (см. раздел "Модуль оценки задач в связи с затуханием сигнала и физическими границами" на ФИГ. 11).

Последние тенденции в создании изображений для биомедицинских целей: смешанные изображения, создаваемые модульными системами

Создание изображений для медицинских целей играет существенную роль в развитии современной неинвазивной диагностики, планировании лечения и контроле после его завершения. Некоторое время назад началось построение двухрежимных и многорежимных изображений - морфолого-анатомическое (например, КТ + MRI) и функциональное (например, FDG-PET и DCE-MRI). При этом значительно повышается результативность диагностики, но с одновременным увеличением затрат на и так недешевые медицинские сканирующие устройства и исследования.

Первые попытки совместить различные способы построения изображений с помощью программного обеспечения показали наличие значительных проблем из-за различного положения пациента, его движений и непроизвольного смещения внутренних органов. Это привело к объединению различных режимов сканирования в единый комплекс, а не к объединению изображений посредством их обработки после сканирования. Одна из первых двухрежимных систем сканирования - объединенная система PET/CT - была разработана на медицинском факультете университета Питтсбурга. Объединенный сканер PET/CT был разработан в основном для нужд клинической онкологии. Первый серийный объединенный сканер PET/CT, одобренный FDA, был произведен компанией CTI PET Systems в 2000 г., и вскоре после этого их производство начали GE Medical systems и Philips. Сейчас принято считать, что сканирование PET/CT является значительно более точным, чем просто PET, при обнаружении и локализации опухолей, и что сканирование PET/CT обгоняет PET в части чувствительности, выборочности и точности, в основном благодаря возможности обнаружения новых патологических изменений. Кроме того, совмещение PET и CT дает значительное увеличение времени на обследование за один сеанс.

После начала использования объединенного сканирования PET/CT, появлялись сообщения о других различных комбинациях способов сканирования. Была подтверждена полезность совмещения SPECT/CT для нужд кардиологии, онкологии и неврологии. Совмещение трехмерной эхокардиографии и способа перфузии миокарда SPECT использовалось для нагрузочных испытаний сердца. Объединение изображений MRI и CT используется в хирургии с применением компьютерных технологий. Была продемонстрирована допустимость использования объединенного сканирования MRI/FDG-PET всего тела пациентов, страдающих раковыми заболеваниями. Авторы одного из исследований указали, что "поскольку в некоторых злокачественных опухолях нет увеличенного метаболизма глюкозы, дополнительная информация, поступающая при MRI, является очень полезной”.

В дальнейшем объединенное двухрежимное сканирование превратилось в многорежимное. Объединенное многорежимное морфологическое (CT и MRI) и функциональное (FDG-PET и DCE-MRI) сканирование (объединение трех наиболее используемых клинических способов создания изображений - CT, MRI и PET) было использовано для планирования лечения, мониторинга и пост-операционного контроля после ВЧ-иссечения опухолей.

Существует свежая тенденция в разработке устройств для получения изображений в медицинских целях, ориентированных на "работу" с конкретными заболеваниями, например, раком. Это существенно отличается от концепции создания универсальных систем в прошлом. Например, в одном из отчетов сообщалось о создании сканера PET/CT специально для диагностики рака груди. По информации в данном отчете в качестве маркера использовалась флюродеоксиглюкоза (FDG), а продолжительность создания изображения составляла 12,5 минут на одну сторону груди.

Как указано выше, объединенные способы получения изображений значительно улучшают качество диагностики. Однако при этом увеличивается и без того высокая стоимость медицинских приборов. Однако объединенные системы создания изображений являются очень громоздкими и для использования в мобильном режиме не предназначены. Соответственно, существует необходимость в системах, способах и подходах, обеспечивающих быстрое, недорогое, объединенное анатомико-функциональное создание изображений, желательно в мобильном исполнении.

КРАТКОЕ ИЗЛОЖЕНИЕ СУЩЕСТВА ИЗОБРЕТЕНИЯ

По одному или нескольким параметрам данное изобретение является новаторской системой создания четырехмерных (4D) электромагнитных (ЭМТ) изображений: трехмерное пространственное изображение плюс "одномерное" изображение во времени, а именно функциональное. При создании четырехмерных ЭМТ изображений вместо совмещения изображений, полученных различными техническими средствами, система объединяет чисто анатомические изображения с динамическими, дифференциальными изображениями, полученными с использованием той же технологии. Новаторская концепция позволяет создавать объединенные функциональные изображения тканей с использованием только быстрого ЭМТ сканирования, что является залогом создания мобильных и недорогих устройств. Дополнительным преимуществом данной концепции является мобильность системы ЭМТ. Ожидается, что система будет пригодна для "прикроватного функционального сканирования" и для включения в состав оборудования для реанимобилей или медицинской авиации, например, для использования в каретах скорой помощи или медицинских вертолетах.

В широком смысле слова, данное изобретение по одному из параметров является способом создания функциональных изображений и неинвазивной оценки распределения электрических возбуждений в биологических тканях, в том числе посредством множества источников электромагнитного поля для формирования электромагнитной области в заданной области, множества детекторов электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части электромагнитной области в заданной области, помещения биологической ткани в заданную область, создания электромагнитного поля посредством выбранного множества источников электромагнитного поля, выборочного определения параметров электромагнитного поля, созданного каждым из источников электромагнитного поля с тем, чтобы каждый из выбранного множества детекторов электромагнитного поля "распознавал" источник электромагнитного поля из числа источников электромагнитного поля, управления источниками электромагнитного поля и детекторами электромагнитного поля с тем, чтобы электромагнитные поля, созданные выбранным множеством источников электромагнитного поля, принимались выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия с биологической тканью, замеров параметров интерференции электромагнитного поля, вызванной по меньшей мере электромагнитным полем, порождаемым биологической тканью, с использованием по меньшей мере части данных об электромагнитном поле, полученных каждым из детекторов электромагнитного поля, определения информации для анатомического и функционального изображения биологической ткани на основании замеренных параметров интерференции, а также объединения информации об анатомическом и функциональном изображениях для вывода ее в виде изображения.

Одним из признаков этого аспекта является то, что при сборе информации для создания функционального изображения производится динамическое получение переменных данных об изображении, а при объединении данных об анатомическом изображении с данными о функциональном изображении производится динамическое объединение информации об анатомическом изображении с переменными данными о функциональном изображении. Кроме того, в рамках данного способа производится введение в биологическую ткань специального материала, диэлектрические свойства которого являются производным по отношению к локальному электрическому полю, создаваемому внутри биологической ткани, и на основании параметров электромагнитного поля, полученных на каждом детекторе электромагнитного поля, производится замер параметров интерференции электромагнитного поля, вызванной электрическим или диэлектрическим объектом. Кроме того, в рамках данного способа происходит синхронизация генерации сигнала с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения в биологической ткани. Кроме того, параметры интерференции замеряются по сложной схеме.

Другим аспектом является то, что биологическая ткань, в отношении которой совершаются такие операции, как помещение в область сканирования, управление, определение свойств, введение контрастного вещества и обе стадии сканирования, может представлять собой ткани сердца, и электрический сигнал, используемый на этапе синхронизации, представляет собой электрокардиограмму. В рамках развития данной возможности, биологическая ткань, в отношении которой совершаются такие операции, как помещение в область сканирования, управление, определение свойств, введение контрастного вещества и обе стадии сканирования, может представлять собой нервные ткани, и электрический сигнал, используемый на этапе синхронизации, представляет собой электрический сигнал, характерный для электрического возбуждения нервной ткани. Биологическая ткань, в отношении которой совершаются такие операции, как помещение в область сканирования, управление, определение свойств, введение контрастного вещества и обе стадии сканирования, может представлять собой скелетно-мышечные ткани, и электрический сигнал, используемый на этапе синхронизации, представляет собой электрический сигнал, характерный для электрического возбуждения скелетно-мышечных тканей. Биологическая ткань, в отношении которой совершаются такие операции, как помещение в область сканирования, управление, определение свойств, введение контрастного вещества и обе стадии сканирования, может также представлять собой биологическую ткань, и в рамках данного изобретения способ дополнительно содержит визуализацию работы на дисплее посредством средства создания изображений функциональных и патологических состояний биологической ткани, и при этом может фиксироваться по меньшей мере один из параметров конкретных функциональных и патологических состояний - наполненность кровью, ишемия, инфаркт, гипоксия, злокачественные образования, доброкачественные опухоли, отеки и температура.

Другим аспектом является то, что для осуществления сканирования используется множество интегрированных источников - детекторов электромагнитного поля, которые формируют электромагнитное поле в заданной области и детектируют по меньшей мере часть электромагнитного поля в заданной области.

Другим аспектом является то, что чувствительный материал, добавляемый перед сканированием, представляет собой состав из множества компонентов или наночастиц, в том числе ферроэлектрических частиц различных размеров. В рамках дальнейшего развития данной возможности по меньшей мере часть ферроэлектрических частиц на этапе добавления контрастного вещества создается с помощью стронциево-титанового оксида с обработкой барием, и/или ферроэлектрические частицы на этапе добавления контрастного вещества могут иметь различную форму, в том числе сферическую, эллипсоидальную или цилиндрическую.

Другим аспектом является то, что чувствительный материал, добавляемый перед сканированием, представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрических жидких кристаллов. В рамках дальнейшего развития данной возможности потенциометрические жидкие кристаллы на этапе добавления контрастного вещества включают MBBA, 7CB.

Другим аспектом является то, что чувствительный материал, добавляемый перед сканированием, представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрического красителя. В рамках дальнейшего развития данной возможности потенциометрический краситель на этапе добавления контрастного вещества включает по меньшей мере одно из следующих веществ: мероцианин, родамин, цианин, оксонол и стириловый краситель на базе нафтила.

Другим аспектом является то, что на этапе подготовки контрастное вещество вводится в биологическую ткань.

Другим аспектом является то, что данный способ также предполагает создание на предварительном этапе системы для осуществления перечисленных операций в формате мобильного наземного или воздушного транспортного средства.

Другим аспектом является то, что указанный способ также позволяет идентифицировать на основании полученной визуальной информации место расположения нездоровой ткани и составить картограмму электрических потенциалов в зоне нездоровой ткани для определения причины функционального нарушения или оценки функциональной способности этой ткани.

В широком смысле, настоящее изобретение согласно другому аспекту является функциональной системой создания изображений и неинвазивной оценки распределения электрических возбуждений в биологических тканях, содержащей множество источников электромагнитного поля для формирования электромагнитной области в заданной области, множество детекторов электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части электромагнитной области в заданной области, рабочую камеру для размещения биологической ткани в заданной области, контроллер, физически связанный с множеством источников электромагнитного поля и детекторов электромагнитного поля, обеспечивающих прием электромагнитного поля, генерируемого выбранным множеством источников электромагнитного поля посредством множества источников электромагнитного поля и приема сигналов множеством выбранного множества детекторов электромагнитного поля после взаимодействия с биологической тканью, модуль измерения параметров интерференции электромагнитного поля, вызванного по меньшей мере электромагнитным полем, создаваемым биологической тканью, компьютер для создания изображений, создающий объединенные анатомические и физиологические изображения биологической ткани и распределения электрического возбуждения в биологической ткани посредством инверсии электромагнитных полей, детектируемых множеством детекторов электромагнитного поля, а также дисплей для графического отображения объединенного анатомического и физиологического изображения биологической ткани.

В этом аспекте компьютер для создания изображений включает в себя рабочие блоки, которые выделяют динамическое переменное функциональное изображение и проводят динамическое совмещение анатомического изображения и переменного функционального изображения. В другом аспекте, множество источников и детекторов электромагнитного поля и рабочая камера размещены на мобильном транспортном средстве. Другим аспектом является то, что система также включает в себя чувствительный материал, вводимый в биологическую ткань, которая характеризуется тем, что имеет диэлектрические свойства, являющиеся функцией локального электрического поля, создаваемого внутри биологической ткани, и модуль для измерения параметров интерференции электромагнитного поля, вызванного электрическим или диэлектрическим объектом. Другим аспектом является то, что в состав системы также входит опорный модуль для синхронизации генерации электромагнитных полей с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения биологической ткани.

Другим аспектом является то, что биологическая ткань может представлять собой ткани сердца, и тогда генерация электромагнитного поля синхронизируется с электрокардиограммой.

Другим аспектом является то, что биологическая ткань может представлять собой нервные ткани, и тогда генерация электромагнитного поля синхронизируется с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения нервной ткани.

Другим аспектом является то, что биологическая ткань может представлять собой скелетно-мышечные ткани, и тогда генерация электромагнитного поля синхронизируется с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения скелетно-мышечной ткани.

Другим аспектом является то, что графический дисплей содержит по меньшей мере одно изображение конкретного функционального или патологического состояния биологической ткани, на которое будет наложено анатомическое и функциональное изображение биологической ткани. В рамках дальнейшего развития данного признака по меньшей мере одно изображение конкретного функционального или патологического состояния биологической ткани включает изображение по меньшей мере одного из - наполненность кровью, ишемия, инфаркт, гипоксия, злокачественные образования, доброкачественные опухоли, отеки и температура.

Другим аспектом является то, что источник электромагнитного поля интегрирован в единый модуль с детектором электромагнитного поля.

Другим аспектом является то, что чувствительный материал представляет собой состав из множества компонентов или наночастиц, в том числе ферроэлектрических частиц различных размеров. В рамках развития данного признака по меньшей мере часть ферроэлектрических частиц формируется из стронциево-титанового оксида с обработкой барием, и/или ферроэлектрические частицы могут иметь различную форму, в том числе сферическую, эллипсоидальную или цилиндрическую.

Другим аспектом является то, что чувствительный материал представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрических жидких кристаллов. В другом варианте потенциометрические жидкие кристаллы включают MBBA, 7CB.

Другим аспектом является то, что чувствительный материал представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрического красителя. В другом варианте потенциометрический краситель включает по меньшей мере одно из следующих веществ: мероцианин, родамин, цианин, оксонол и стириловый краситель на базе нафтила.

Другим аспектом является то, что система размещена на мобильном наземном или воздушном транспортном средстве.

Согласно еще одному аспекту, данное изобретение относится к способу создания четырехмерных электромагнитных томографических (ЭМТ) динамических объединенных изображений биологических тканей, способ включает: обеспечивают множество источников электромагнитного поля для формирования электромагнитной области в заданной области; обеспечивают множество детекторов электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части электромагнитной области в заданной области; размещение биологической ткани в заданной области, генерируют электромагнитное поле посредством выбранного множества источников электромагнитного поля; выборочно определяют параметры электромагнитного поля, созданного каждым из источников электромагнитного поля с тем, чтобы каждый из выбранного множества детекторов электромагнитного поля "распознавал" источник электромагнитного поля из выбранного множества источников электромагнитного поля, управляют источниками электромагнитного поля и детекторами электромагнитного поля с тем, чтобы электромагнитные поля, созданные выбранным множеством источников электромагнитного поля, принимались выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия с биологической тканью, измеряют параметры интерференции электромагнитного поля, вызванной по меньшей мере электромагнитным полем, генерируемым биологическим объектом, с использованием по меньшей мере части данных об электромагнитном поле, полученных каждым из детекторов электромагнитного поля, обеспечивают компьютер для создания изображений, имеющий модуль оценки задач, связанных с зависимостью затухания от физических границ, модуль воссоздания изображений, модуль построения дифференциального изображения, модуль коррекции движений и модуль формирования объединенных изображений, и посредством использования компьютера для создания изображений для построения четырехмерных объединенных анатомических и функциональных изображений и вывода их в виде изображений.

Согласно еще одному аспекту, использование компьютера для построения изображений включает получение динамического переменного функционального изображения, а создание объединенного анатомического и функционального изображения включает проведение динамического совмещения анатомического изображения и переменного функционального изображения. Дополнительно, способ также включает: введение в биологическую ткань чувствительного материала, диэлектрические свойства которого являются функцией локального электрического поля, создаваемого внутри биологической ткани, и на основании параметров электромагнитного поля, полученных на каждом детекторе электромагнитного поля, измерение параметров интерференции электромагнитного поля, вызванной электрическим или диэлектрическим объектом. Кроме того, способ дополнительно содержит синхронизацию генерации сигнала с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения биологического объекта. Кроме того, параметры интерференции содержит комплексную матрицу.

Согласно изобретению, биологический объект, в отношении которого совершаются такие операции, как помещение в область сканирования, управление, подготовка, введение контрастного вещества и обе стадии сканирования, может представлять собой ткани сердца, и электрический сигнал, используемый на этапе синхронизации, представляет собой электрокардиограмму.

Согласно изобретению, биологический объект, в отношении которого совершаются такие операции, как помещение в область сканирования, управление, подготовка, введение контрастного вещества и обе стадии сканирования, может представлять собой нервную ткань, и электрический сигнал, используемый на этапе синхронизации, представляет собой сигнал, характерный для электрического возбуждения нервной ткани.

Согласно изобретению, биологический объект, в отношении которого совершаются такие операции, как помещение в область сканирования, управление, подготовка, введение контрастного вещества и обе стадии сканирования, может представлять собой скелетно-мышечные ткани, и электрический сигнал, используемый на этапе синхронизации, представляет собой сигнал, характерный для электрического возбуждения скелетно-мышечных тканей.

Согласно изобретению, способ также включает в себя отображение с помощью средств отображения участков конкретных функциональных и патологических состояний биологической ткани, и при этом может фиксироваться по меньшей мере один из параметров конкретных функциональных и патологических состояний - наполненность кровью, ишемия, инфаркт, гипоксия, злокачественные образования, доброкачественные опухоли, отеки и температура.

Согласно изобретению, создание множества источников электромагнитного поля и множества детекторов электромагнитного поля включает создание множества интегрированных источников - детекторов электромагнитного поля для создания электромагнитного поля в заданной области и обнаружения по меньшей мере части электромагнитного поля в заданной области.

Согласно изобретению, чувствительный материал, добавляемый перед сканированием, представляет собой состав из множества компонентов или наночастиц, в том числе ферроэлектрических частиц различных размеров. Согласно изобретению, по меньшей мере часть ферроэлектрических частиц на этапе добавления контрастного вещества формируется с помощью стронциево-титанового оксида с обработкой барием, и/или ферроэлектрические частицы на этапе добавления контрастного вещества могут иметь различную форму, в том числе сферическую, эллипсоидальную или цилиндрическую.

Согласно изобретению, чувствительный материал, добавляемый перед сканированием, представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрических жидких кристаллов. Потенциометрические жидкие кристаллы на этапе добавления контрастного вещества включают MBBA, 7CB.

Согласно изобретению, чувствительный материал, добавляемый перед сканированием, представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрического красителя. Потенциометрический краситель на этапе добавления контрастного вещества включает по меньшей мере одно из следующих веществ: мероцианин, родамин, цианин, оксонол и стириловый краситель на базе нафтила.

Согласно изобретению, в состав биологического объекта входит биологическая ткань, и этап подготовки включает введение контрастного вещества в биологическую ткань.

Согласно изобретению, способ также предполагает создание на предварительном этапе системы для осуществления перечисленных операций в формате мобильного наземного или воздушного транспортного средства.

Согласно изобретению, способ также позволяет идентифицировать на основании полученной визуальной информации место расположения нездоровой ткани и составить картограмму электрических потенциалов в зоне нездоровой ткани для определения причины функционального нарушения или оценки функциональной способности этой ткани.

Настоящее изобретение согласно другому аспекту является системой создания четырехмерных электромагнитных томографических (ЭМТ) динамических объединенных изображений биологических объектов, содержащей множество источников электромагнитного поля для формирования электромагнитной области в заданной области, множество детекторов электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части электромагнитной области в заданной области, рабочую камеру для помещения биологической ткани в заданную область, контроллер, оперативно связанный с множеством источников электромагнитного поля и детекторов электромагнитного поля для создания электромагнитного поля посредством выбранного множества источников электромагнитного поля и приема сигналов выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия сигналов с биологической тканью, модуль оценки параметров интерференции электромагнитного поля, вызванной по меньшей мере электромагнитным полем, создаваемым биологической тканью, компьютер для создания изображений, создающий объединенные анатомические и физиологические изображения биологической ткани, включая модуль оценки задач, связанных с зависимостью затухания от физических границ, модуль воссоздания изображений, модуль построения дифференциального изображения, модуль коррекции движений и модуль формирования объединенных изображений.

В этом аспекте, система также содержит дисплей для графического отображения объединенного анатомического и физиологического изображения биологической ткани.

Согласно изобретению, компьютер для создания изображений также включает в себя модуль настройки и тестирования системы ЭМТ.

Согласно изобретению, компьютер для создания изображений содержит блок "ноу-хау".

Еще одним признаком изобретения является то, что рабочие модули компьютера, создающего изображения, динамически выделяют изменяющуюся во времени информацию функционального изображения и проводят динамическое совмещение анатомического изображения и переменного функционального изображения, результатом которого является объединенное анатомическое и функциональное изображение биологической ткани. Другим аспектом является то, что множество источников и детекторов электромагнитного поля и рабочая камера установлены на мобильном шасси. В другом аспекте система также включает: чувствительный материал, внедряемый в биологическую ткань, диэлектрические свойства которого являются производным по отношению к локальному электрическому полю, создаваемому внутри биологической ткани, а также модуль для замера параметров интерференции электромагнитного поля, вызванной электрическим или диэлектрическим объектом. В состав системы также входит опорный модуль для синхронизации генерации электромагнитных полей с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения биологической ткани.

Согласно изобретению, биологическая ткань может представлять собой ткани сердца, и тогда генерация электромагнитного поля синхронизируется с электрокардиограммой. Биологическая ткань может представлять собой нервные ткани, и тогда генерация электромагнитного поля синхронизируется с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения нервной ткани. Биологическая ткань может представлять собой скелетно-мышечные ткани, и тогда генерация электромагнитного поля синхронизируется с электрическим сигналом, характерным для электрического возбуждения скелетно-мышечной ткани.

Согласно изобретению, в виде графического изображения можно вывести по меньшей мере одно изображение конкретного функционального или патологического состояния, на которое будет наложено анатомическое и функциональное изображение биологической ткани. В рамках дальнейшего развития этой конкретной возможности может быть создано по меньшей мере одно изображение конкретного функционального или патологического состояния биологической ткани, включающее изображение по меньшей мере одного из свойств - наполненность кровью, ишемия, инфаркт, гипоксия, злокачественные образования, доброкачественные опухоли, отеки и температура.

Согласно изобретению, источник электромагнитного поля интегрирован в единый модуль с детектором электромагнитного поля.

Другим аспектом является то, что чувствительный материал представляет собой состав из множества компонентов или наночастиц, в том числе ферроэлектрических частиц различных размеров. Согласно изобретению, по меньшей мере часть ферроэлектрических частиц формируется из стронциево-титанового оксида, модифицированного барием, и/или ферроэлектрические частицы могут иметь различную форму, в том числе сферическую, эллипсоидальную или цилиндрическую.

Согласно изобретению, чувствительный материал представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрических жидких кристаллов. В варианте воплощения, потенциометрические жидкие кристаллы включают MBBA, 7CB.

Согласно изобретению, чувствительный материал представляет собой состав из множества компонентов, в том числе потенциометрического красителя. Возможен вариант, когда потенциометрический краситель включает по меньшей мере одно из следующих веществ: мероцианин, родамин, цианин, оксонол и стириловый краситель на базе нафтила.

Согласно изобретению, система установлена на мобильном наземном или воздушном транспортном средстве.

Данное изобретение согласно другому аспекту является компьютером для создания изображений, который создает объединенные анатомические и функциональные изображения биологических тканей в системе ЭМТ, и содержит модуль "ноу-хау", модуль оценки задач, связанных с зависимостью затухания от физических границ, модуль настройки и тестирования системы ЭМТ, модуль воссоздания изображений, модуль построения дифференциального изображения, модуль коррекции движений, модуль формирования объединенных изображений, а также дисплей для графического отображения объединенного анатомического и физиологического изображения биологической ткани.

Прочие области возможного применения данного изобретения станут очевидными после ознакомления с подробным описанием, приведенным ниже. Подробное описание и конкретные примеры дают понимание наиболее предпочтительных областей использования изобретения, но приводятся исключительно в качестве иллюстрации и не призваны ограничивать объем изобретения.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Прочие аспекты, возможности применения и преимущества данного изобретения станут очевидными из следующего подробного описания со ссылкой на следующие чертежи:

ФИГ. 1 - графическая иллюстрация принципа электромагнитной томографии (ЭМТ);

ФИГ. 2 - схематическое изображение электромагнитной полевой томографической спектроскопической системы для использования в составе одного или нескольких наиболее предпочтительных приложений, основанных на изобретении;

ФИГ. 3 - структурная схема одного из N кластеров электромагнитного поля на ФИГ. 2 в момент, когда кластер работает как источник волн;

ФИГ. 4 - структурная схема одного из M - модулей источника - детектора на ФИГ. 3;

ФИГ. 5 - структурная схема модуля R-канала на ФИГ. 3;

ФИГ. 6 - структурная схема одного из кластеров IF детекторов на ФИГ. 2;

ФИГ. 7 - структурная схема системы управления кластерами электромагнитного поля и кластерами детекторов IF на ФИГ. 2;

ФИГ. 8 - структурная схема, иллюстрирующая интеграцию системы управления на ФИГ. 6 в систему на ФИГ. 2;

ФИГ. 9 - структурная схема кластера полевых источников - детекторов электромагнитного поля на ФИГ. 3 в момент, когда кластер работает как приемник волн;

ФИГ. 10A - блок-схема последовательности операций способа, реализуемого в блоке воссоздания изображения;

ФИГ. 10B - блок-схема последовательности операций способа, реализуемого в блоке воссоздания изображения;

ФИГ. 10С - блок-схема последовательности операций способа блока расчета градиента, реализуемого в блоке воссоздания изображения;

ФИГ. 11 - схематическое изображение, иллюстрирующее использование системы и способа, показанных на ФИГ. 2-10, в составе системы построения четырехмерных дифференциальных (динамических) объединенных ЭМТ изображений, используемой в качестве одного или нескольких приоритетных приложений данного изобретения;

ФИГ. 12 - фотография анатомического поперечного разреза средней части передней ноги свиньи, которая использовалась для подготовки иллюстраций экспериментов в области создания изображений с помощью ЭМТ;

ФИГ. 13A и 13B - результаты построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, изменений в кровообращении, показанных как разница в изменении систолического и диастолического давления;

ФИГ. 14A и 14B - результаты построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, изменений в кровообращении, связанных реперфузией или окклюзией;

ФИГ. 15A и 15B - результаты построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, локализованного повреждения, выявленного через пять минут (+5) после его возникновения, с использованием рабочей частоты 1,05 ГГц;

ФИГ. 16A и 16B - результаты построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, локализованного повреждения, выявленного через шестнадцать минут (+16) после его возникновения, где рабочая частота составляет 1,05 ГГц;

ФИГ. 17A и 17B - результаты построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, локализованного повреждения, выявленного через пять минут (+5) после его возникновения, где рабочая частота составляет 1,5 ГГц;

ФИГ. 18A и 18B - результаты построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, локализованного повреждения, выявленного через шестнадцать минут (+16) после его возникновения, с использованием рабочей частоты 1,5 ГГц;

ФИГ. 19A и 19B - результаты построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, повреждения, вызванного инсультом, с использованием рабочей частоты 1,0 ГГц; и

ФИГ. 20 - пример показательного применения функционального построения изображений и неинвазивного картографирования электрических потенциалов с использованием способа, согласно данному изобретению.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Следует отметить, что любой специалист в данной области, имеющий общее представление о предмете вопроса, легко поймет то, что данное изобретение имеет большой спектр применения и потенциал. Кроме того, любой "предпочтительный" вариант рассматривается как часть наиболее оптимального способа использования, предусмотренного как инструмент для применения настоящего изобретения. Также в качестве дополнительных иллюстраций могут рассматриваться и другие варианты воплощения, что позволит предоставить полную и полезную с практической точки зрения характеристику изобретения. Кроме того, многие воплощения, такие как адаптации, вариации, модификации и аналогичные им изменения будут косвенно раскрыты в составе рассмотренных в настоящем документе практических воплощений, и они также входят в рамки настоящего изобретения.

Соответственно, хотя настоящее изобретение подробного описывается в данном документе в виде одного или нескольких вариантов воплощения, понимается, что данная информация является иллюстративной, представляет собой примеры использования изобретения и приводится только для того, чтобы предоставить полное и полезное с практической точки зрения описание изобретения. Подробное раскрытие в настоящем документе информации в отношении одного или нескольких практических воплощений не призвано и не может толковаться как ограничивающее объем патентной защиты данного изобретения, объем такой защиты должен определяться патентными формулами и их эквивалентами. Не предполагается, что объем патентной защиты будет определяться с ограничением какой-либо формулы положениями настоящего документа, которые не вошли непосредственно в саму патентную формулу.

Таким образом, например, любая очередность и/или временная последовательность действий в составе различных процессов или способов, которые описаны в настоящем документе, является иллюстративной и не носит характер ограничения. Соответственно, следует исходить из того, что хотя действия в рамках различных процессов или способов могут быть показаны и описаны в качестве некоей последовательности или временного порядка, действия в рамках такого процесса или способов не ограничиваются совершением их в какой-либо конкретной последовательности или порядке, если не указано иное. На самом деле, действия в составе таких процессов или способов могут в целом осуществляться в различной очередности или последовательности, но все равно являться частью настоящего изобретения. Соответственно предполагается, что объем патентной защиты данного изобретения определяется по прилагаемым патентным формулам, а не по описанию, приведенному в настоящем документе.

Кроме того, важно отметить, что каждый термин, используемый в настоящем документе, должен быть понят специалистом в данной области, как значение такого термина в контексте его использования. Если значение какого-либо термина, используемого в настоящем документе (и понятого специалистом, с учетом его контекста), отличается каким-либо образом от конкретного словарного определения такого термина, то исходят из того, что приоритетный характер должно иметь значение, в котором этот термин понятен специалисту.

Кроме того, важно отметить, что при использовании в настоящем документе "какой-либо" и "какая-либо" в целом означают "по меньшей мере один/одна", и не исключают наличия множества таких объектов, если контекстом не продиктовано иное. Соответственно, ссылка на "корзину для пикника с яблоком внутри" является описанием "корзины для пикника с по меньшей мере одним яблоком внутри", а также "корзины для пикника с яблоками внутри". И наоборот, ссылка на "корзину для пикника с одним яблоком внутри" является описанием "корзины для пикника с только одним яблоком внутри".

При использовании в настоящем документе в качестве союзного слова для объединения перечисляемых позиций "или" означает "по меньшей мере один из предметов", но не исключает допустимости наличия нескольких предметов из списка. Таким образом, ссылка на "корзину для пикника с сыром или крекерами внутри" является описанием "корзины для пикника с сыром, но без крекеров внутри", "корзины для пикника с крекерами, но без сыра внутри", и "корзины для пикника и с сыром, и с крекерами внутри". И наконец, при использования для объединения перечисляемых позиций "и" означает "все предметы из списка". Таким образом, ссылка на "корзину для пикника с сыром и крекерами внутри" является описанием "корзины для пикника с сыром внутри, а также корзины для пикника, внутри которой есть еще и крекеры", и описанием "корзины для пикника с крекерами внутри, а также корзины для пикника, внутри которой есть еще и сыр".

Ниже рассматриваются схемы, в которых одинаковыми номерами обозначены одни и те же компоненты на различных изображениях, и описываются приоритетные практические воплощения данного изобретения. Приводимое далее описание одного или нескольких приоритетных воплощений является только примером по своему характеру и ни при каких обстоятельствах не должно ограничивать характер данного изобретения, его применение или формы использования.

ФИГ. 2 представляет собой схематическое изображение электромагнитной полевой томографической спектроскопической системы 10 для использования в составе одного или нескольких наиболее предпочтительных приложений, основанных на изобретении. В частности, система 10 на ФИГ. 2 осуществляет функциональное сканирование биологических тканей. Система 10 также может использоваться для неразрушающего картографирования электрического возбуждения биологических тканей 19 с использованием чувствительного (контрастного) материала (раствора или наночастиц), введенного в биологическую ткань 19 или в систему циркуляции, которые характеризуются наличием диэлектрических свойств, проявляющихся в зависимости от электрического поля, порождаемого биологической тканью в возбужденном состоянии 19, с учетом приоритетных практических воплощений данного изобретения. Как показано на ФИГ. 2, система 10 включает рабочую или сканирующую камеру 12, множество кластеров "источников - детекторов электромагнитного поля" 26, равное количество кластеров детекторов промежуточной частоты (“IF”) 28 и систему управления (не показана на ФИГ. 2), но включенную в схему на ФИГ. 6. Хотя показаны только два кластера источников - детекторов электромагнитного поля 26 и два кластера детекторов IF 28, должно быть понятно, что может использоваться (и в идеале должно использоваться) намного большее количество и тех, и других кластеров, которое иногда обозначается в настоящем документе как N.

Сканирующая камера 12 должна по возможности представлять собой водонепроницаемую емкость достаточного размера для того, чтобы внутрь можно было поместить человеческое тело или одну или несколько частей человеческого тела. Например, сканирующая камера 12 может иметь (i) форму шлема для сканирования мозговых нарушений (например, острых или хронических инсультов) или для создания функциональных изображений нервной ткани, (ii) цилиндрическую или иную форму для сканирования конечностей, или (iii) особую форму для диагностики рака груди. Соответственно, камера для сканирования может быть различной формы и размера, и выбор той или иной конкретной формы или размера будет очевиден для любого лица, имеющего базовые знания о предмете. По меньшей мере в случае одного практического воплощения сканирующая камера 12 и ее кластеры электромагнитного поля 26, а также кластеры детекторов IF 28, могут быть установлены на тележки, чтобы соответствующие компоненты можно было перемещать по мере необходимости, а тележки могут фиксироваться для обеспечения стабильности.

ФИГ. 3 - структурная схема одного из N кластеров электромагнитного поля 26 на ФИГ. 2 в момент, когда кластер 26 работает как источник волн. В случае одного из приоритетных воплощений каждый кластер электромагнитного поля 26 представляет собой операционную единицу, которая может функционировать как генератор электромагнитного поля (т.е. как электромагнитный источник), или как генератор электромагнитного поля, но в случае других воплощений источники и детекторы могут быть отдельными единицами. Каждый кластер 26 представляет собой множество модулей источников-детекторов 30, один модуль опорного канала (иногда именуемого в настоящем документе “R-каналом”) 32, и часть блоков распределения 64, 66, и по меньшей мере два прецизионных аттенюатора. Количество модулей источников-детекторов 30 (три из которых показаны на схеме) в каждом кластере электромагнитного поля 26, могут иногда обозначаться в настоящем документе как M. В целом, чем больше задействуется модулей источников-детекторов 30, тем быстрее и точнее будет работать система 10. Количество модулей источников-детекторов 30 может быть оптимальным, когда их количество соответствует количеству антенн. Что касается практического применения, то вопросы возможности производства, удобство и уменьшение габаритов системы, в том числе вопросы ее мобильности, подлежат дальнейшей оценке.

На ФИГ. 4 показана структурная схема одного из M - модулей источников - детекторов 30 на ФИГ. 3. Каждый источник-детектор 30 включает модулятор BPSK (двоичной фазовой манипуляции) 34, усилитель 36, прямое развязывающее устройство 38, переключатель 40, малошумный усилитель (“LNA”) 42, микшер 44, программируемый усилитель напряжения (“PGA”) 46 и антенну 48. Выключатель 40 используется для подключения антенны 48 к системе 10 в качестве источника электромагнитного поля или детектора электромагнитного поля. При подключении в качестве источника (т.е. когда выключатель 40 находится в нижнем из двух положений, показанных на ФИГ. 4), входной сигнал с одного из распределенных блоков 64 (как показано на ФИГ. 3) модулируется модулятором BPSK 34, усиливается усилителем 36 и разрывается прямым развязывающим устройством 38 до прохождения через выключатель 40 на антенну 48. И наоборот, при подключении в качестве детектора (т.е. когда выключатель 40 находится в верхнем из двух положений, показанных на ФИГ. 4), сигнал, принятый антенной 48, проходит через выключатель 40 на LNA 42, где он усиливается и затем микшируется с опорным сигналом, подающимся вторым распределительным блоком 66 (как показано на ФИГ. 3), и затем усиливается еще раз PGA 46.

На ФИГ. 5 показана структурная схема модуля R-канала 32 на ФИГ. 3. Как указано выше, существует множество (M) модулей источников-детекторов 30 в каждом кластере электромагнитного поля 26, но модуль R-канала 32 только один. Модуль R-канала 32 включает переключатель 50, сумматор 52, прямое развязывающее устройство 54, LNA 56, микшер 58 и PGA 60. Переключатель 50 контролирует то, в каком состоянии находится модуль R-канала 32 - работает ли он как источник или как детектор. Когда модуль R-канала 32 работает как источник (т.е. когда выключатель 40 находится в верхнем из двух положений, показанных на ФИГ. 5), выходной сигнал с модулей источников-детекторов 30 проходит через сумматор 52 и прямое развязывающее устройство 54, и усиливается LNA 56 до его микширования с опорным сигналом и последующего усиления PGA 60. И наоборот, когда модуль R-канала 32 работает как детектор (т.е. когда выключатель 40 находится в нижнем из двух положений, показанных на ФИГ. 5), опорный сигнал напрямую проходит на модули источников-детекторов 30, где он объединяется с сигналами, полученными соответствующей антенной 48.

ФИГ. 6 - структурная схема одного из N кластеров IF детекторов 28 на ФИГ. 2. Каждый кластер детекторов IF 28 включает в себя семейство цифровых корреляционных детекторов M + 1 70 для работы с тестовыми сигналами M (по одному от каждого модуля источников-детекторов 30 в соответствующем кластере электромагнитного поля 26) и сигналом одного опорного канала. Указанные цифровые детекторы 70 позволяют информационной/рабочей частоте сигнала проходить на избирательной основе, с отсечением помех. Каждый кластер детекторов IF 28 также включает в себя модуль управления кластером, шину и источник питания.

ФИГ. 7 - структурная схема системы управления кластерами электромагнитного поля 26 и кластерами детекторов IF 28 на ФИГ. 2. Система управления включает в себя управляющий компьютер 14, компьютер для создания изображений 15, блок синхронизации 16, опорный модуль 18, распределительную сеть 20, калибратор 22 и источник питания 24. Управляющий компьютер 14 контролирует общую работу системы, получение данных, настройку и калибровку системы, а также передает все необработанные данные на компьютер для создания изображений 15 для последующей инверсии данных и построения изображения. В качестве управляющего компьютера 14 может использоваться обычный бытовой компьютер, например, современный компьютер на базе Intel с портом RS-488.2 и соответствующим ПО для управления системы. Блок синхронизации 16 представляет собой модуль, включающий в себя программу-администратора системы и системный концентратор. Вместе они обеспечивают обмен данными с управляющим компьютером 14 (желательно по интерфейсу USB 2.0 или Firewire) и с блоками управления различными кластерами 26, 28, а также позволяют синхронизировать работу системы.

Опорный модуль 18 включает в себя два генератора, один или несколько термостатов для температурной стабилизации работы опорных каналов, модулятор BPSK для фазовой модуляции, делители питания, аттенюаторы и аналогичное оборудование. Два генератора представляют собой высокоточные генераторы немодулированных сигналов: Carrier _ref и LO _ref. Управление и настройка этих генераторов осуществляются с управляющего компьютера 14 через интерфейс. Распределительная сеть 20 представляет собой модуль коммутации для получения несущего и гетеродинного опорных сигналов (Carrier _ref и LO _ref), а также опорных сигналов Rr и Rtr (Rr _ref и Rtr _ref) от опорного модуля 18 и для распределения сигналов на каждый из кластеров электромагнитного поля 28.

Калибратор 22 используется для калибровки и точной настройки системы 10. В состав калибратора 22 входят источник калибрующего сигнала, одна или несколько (желательно две) антенны для калибровки, высокоточные приводы и один или несколько (желательно три) откалиброванных макета. Антенны для калибровки и макеты могут быть точно установлены в любой точке внутри сканирующей камеры 12 с помощью высокоточных приводов для позиционирования. Изолированный источник питания 24 обеспечивает надежное питание системы. Одним из подходящих источников питания для использования в составе настоящего изобретения является трехфазный сетевой блок питания переменного тока 190/380 на 10 кВА. Точные требования к источнику питания 24 будут зависеть от параметров электросетей в стране, в которой планируется использовать систему 10.

ФИГ. 8 является структурной схемой, иллюстрирующей интеграцию системы управления на ФИГ. 6 в систему 10 на ФИГ. 2. Каждый кластер электромагнитного поля 26 располагается рядом с камерой сканирования 12 таким образом, чтобы антенны 48 находились на или рядом с поверхностью камеры 12. Выводы модулей источников-детекторов 30 и модуля R-канала 32 каждого из кластеров электромагнитного поля 26 подключены к соответствующему кластеру детекторов IF 28, а каждый кластер детекторов IF 28 соединен как соответствующим кластером электромагнитного поля 26, так и с блоком синхронизации 16. Входы каждого кластера электромагнитного поля 26 подключены к распределительной сети 20. Распределительная сеть 20 включает в себя по меньшей мере четыре распределительных блока 68, которые могут представлять собой 34-х канальные делители мощности, и системную шину для распределения различных опорных сигналов (Carrier _ref, LO _ref, Rr _ref и Rtr _ref) на кластеры электромагнитного поля 26. Как показано на ФИГ. 7, на каждый кластер электромагнитного поля направляется по одному комплекту всех четырех сигналов. Эти сигналы обозначены как Carrier _i, LO _i, Rr _i и Rtr _i, и тогда на первый кластер электромагнитного поля 26 поступают Carrier ₁, LO ₁, Rr ₁ и Rtr ₁, на второй кластер электромагнитного поля 26 (он отдельно не показан) поступают сигналы Carrier ₂, LO ₂, Rtr ₂ и Rtr ₂, и так далее. И наконец, как описывается отдельно, сигналы Carrier _ref и LO _ref поступают в распределительную сеть 20 с помощью опорного модуля 18.

Во время использования сканирующая камера 12 может быть заполнена одним из множества растворов или гелей 17, выбираемых с учетом свойств тканей изучаемого биологического объекта 19 с тем, чтобы обеспечивалась биологическая совместимость с ним. К допустимым растворам 17 относятся, помимо прочих, вода, растворы солей, растворы сахара, жирные эмульсии, растворы на смеси спирта и солей и аналогичные вещества. Данные растворы также могут использоваться в качестве компонентов гелей. В изучаемый объект 19 может быть закачан чувствительный материал (раствор) (или же раствор может быть распределен по объекту 19 с помощью системы циркуляции), диэлектрические свойства которого зависят от локального электрического поля, создаваемого внутри самой возбужденной биологической ткани 19, для того, чтобы данные о таких диэлектрических свойствах можно было восстановить посредством микроволновой (электромагнитной) томографии. Желательно, чтобы закачиваемые материалы или растворы представляли собой многокомпонентные вещества с ферроэлектрическими частицами в своем составе, такими как стронциево-титановый оксид с обработкой барием, и чтобы они имели различную форму, в том числе сферическую, эллипсоидальную, цилиндрическую или иную, для определенных случаев применения. По меньшей мере в некоторых практических воплощениях один или несколько материалов для закачки включают сложные функционализирующие наночастицы (НЧ). Отдельные функционализирующие НЧ также могут содержать ферромагнетики, биологически совместимые оболочки, рассчитанные на конкретные биологические среды, а также требуемые средства доставки лекарственных веществ. Материалы или НЧ также могут выборочно включать потенциометрические красители, такие как мероцианин, родамин, цианин, оксонол и стириловый краситель на базе нафтила, и/или выборочные потенциометрические жидкие кристаллы, такие как MBBA, 7CB.

Изучаемый объект 19 помещается внутрь сканирующей камеры 12, после чего система 10 активируется. В ходе работы системы 10 каждый сигнал Carrier _i от генератора сигнала в опорном модуле 18 направляется на модуль источников-детекторов 30, который работает в режиме источника, как показано на ФИГ. 3 и 4, где он модулируется со сдвигом по фазе (в случае фазового смещения) на основании псевдослучайного алгоритма для того, чтобы можно было отличать отдельные передающие антенны 48 или источники друг от друга 48, которые ведут передачу одновременно. Как описывалось ранее, результирующий сигнал затем усиливается перед прохождением через прямое развязывающее устройство 38 на антенну соответствующего источника 48. Соответственно, рядом с изучаемым объектом 19 формируется электромагнитное поле падающего излучения (“E _inc”), соответствующее конкретной антенне 48 или каналу. Кроме того, часть сигнала, создающего поле E _inc, отделяется и передается на приемник в модуле R-канала 32 (один на каждый кластер электромагнитного поля 26). В модуле R-канала 32 этот сигнал микшируется с опорным сигналом Rr _i. Путем последующего сравнения результирующих данных о сигнале с параметрами известного сигнала можно точно определить свойства E _inc, о чем говорится ниже.

После взаимодействия с изучаемым объектом 19 каждое "искаженное" или рассеянное электромагнитное поле (“E _sct”) определяется с помощью соответствующей антенны 48, работающей в режиме приема сигнала. ФИГ. 9 - структурная схема кластера источников - детекторов электромагнитного поля 26 на ФИГ. 3 в момент, когда кластер работает как детектор волн. Тот же самый опорный сигнал Rr _i, описанный в предыдущем параграфе, поступает на источники-детекторы 30 в кластере электромагнитного поля 26 (работающего в режиме детектора), идущие следующими по очереди после приемной антенны 48. Это позволяет сигналу Rr _i из R-канала (точные параметры этого сигнала известны) пройти через все части детектора 30, через который также проходит и сигнал E _sct. Соответственно, подмешивание сигнала R-канала в замеры, проводимые источниками-детекторами 30 как в режиме отправки, так и приема, позволяет значительно уменьшить помехи, вызываемые температурой и временной нестабильностью электронных компонентов канала.

Данные и другая информация, собранные системой 10, направляются на компьютер для построения изображений 15, в котором проводятся расчеты для решения обратной задачи томографии на основе электромагнитного поля. Решатель может представлять собой или включать, например, решатель трехмерных векторных задач (“3D”) в неупрощенной постановке с использованием уравнений Максвелла, или же решатель 3D скалярных задач в упрощенной поставке, или же решатель 2D скалярных задач в еще более упрощенной постановке. ФИГ. 10A, 10B и 10C представляют собой блок-схемы этого процесса. В рамках этого способа используется повторяющаяся процедура, основанная либо на градиентных, либо на ньютоновских уравнениях, или же используется упрощенный вариант на основе приближения Борна-Рытова. Если используется способ, не предполагающий приближений, то он должен по возможности иметь в том числе одну или несколько из следующих характеристик: (i) способ должен основываться на минимизации разницы между типовыми полями рассеяния и измеренными полями рассеяния; (ii) должен использоваться способ регуляризации Тихонова; (iii) должен использоваться один из типов расчетных сеток; (iv) одним шагом итеративной процедуры должно быть решение двух комплектов прямых задач того же порядка: моделирование т.е. "прямой волны" и моделирование "обратной волны"; (v) как прямая, так и обратная волны должны рассчитываться применительно к неотражающим или металлическим границам объекта; (vi) как прямая, так и обратная волны должны рассчитываться по единой прямоугольной сетке; (vii) для решения прямой задачи может использоваться способ сопряженных градиентов (“CGM”); (viii) на одном этапе CGM должно использоваться синус-преобразование Фурье; и/или (ix) уравнение волны для неоднородных сред должно использоваться для решения прямой задачи.

С математической точки зрения методология, используемая для томографии на основе электромагнитного поля, представляет собой решение обратной задачи. Ее можно описать на основных сложных диэлектрических свойств ε и/или магнитных свойств μ и электрических и магнитных полей - E, H. Основой является набор максвелловских уравнений, как показано в US 7239731 (уравнение 1), где E и H означают соответственно электрические и магнитные поля, а все остальные обозначения являются стандартными.

С практической точки зрения представляется разумным переписать эти уравнения в форму уравнений для неоднородной волны, как показано в US 7239731 (уравнение 2), где

k ² =(2π/λ) ² εμ,

а λ - длина волны в вакууме. Система томографического сканирования на основе электромагнитного поля может быть схематично представлена как камера с антеннами на ее поверхности. Как рассмотрено выше, некоторые антенны функционируют как источники электромагнитного поля, тогда как другие функционируют как детекторы электромагнитного поля. Представляется полезным разделить электрическое поле E на поле падающего излучения E ₀ и рассеянное поле E _s, как показано в US 7239731 (уравнение 3), где j - номер конкретного передатчика или источника. Уравнение 2 может быть переписано в форме, в которой приведено уравнение 4 в US 7239731, где k ₀ ² - номер волны для гомогенного объекта, а E _0j - поле, созданное антенной номер j.

Объект может быть описан как распределение диэлектрической проницаемости в поле сканирования.

Приемная антенна и электронный блок приемника детектируют сложный сигнал (например, его амплитуду и фазу), который отражает как поле падающего излучения, так и рассеянное поле.

Для того, чтобы решить уравнение 4, нам требуются данные о границах для того, чтобы ограничить масштабы вычислений. Для этой цели можно использовать как данные о неотражающих, так и отражающих (металлических) границах объекта. Взаимодействие электромагнитных полей с антенной решается как отдельная задача.

Модели антенн

В конкретных приложениях величина полей падающего излучения является важным компонентом алгоритма реконструкции. С использованием способа конечных разностей во временной области (FDTD) было установлено, что для передатчика с волноводом прямоугольного сечения (один из вариантов антенны) распределение поля может быть описано как векторный интеграл Киргхофа с косинусоидальным распределением электрического поля по краю антенны, как показано в уравнении 5 в US 7239731. Уравнение (5) подтверждается результатами экспериментов. Тот же самый тип антенны может использоваться и в качестве ресивера. Для описания процесса записи сигнала можно использовать принцип взаимности. Он дает различные формы выражения записанного сигнала. Две формы используются в наших расчетах. Во-первых, величина S _ij может быть вычислена с помощью уравнения 6 в US 7239731, где S _ij - сигнал, полученный на антенне номер i в ситуации, когда антенна номер j работает как передатчик или источник, C ₁ является константой, E _i означает распределение электрического поля, созданного работающей на прием антенной, E _j означает распределение электрического поля, созданного антенной - источником, Δε - распределение диэлектрической проницаемости объекта, а интеграл берется в области V, где расположен объект. Уравнение 6 используется для решения обратной задачи, приведенной в уравнении 7 US 7239731, где интеграл распределяется по поверхности области.

Блок решения прямых задач

Для решения прямых задач может быть использован способ сопряженных градиентов с предварительной обработкой. Для этого уравнение (4) может быть переписано в форме, приведенной в уравнении (8) в US 7239731, где k _av - это среднее значение k. Оператор предобусловливания может быть построен как первый шаг итеративного процесса, показанного в уравнении (9) US 7239731. Учитывая тот факт, что левая часть уравнения (8) представляет собой выражение с постоянным коэффициентом, уравнение (9) может быть решено на этапе 1075 с использованием синусоидального преобразования Фурье для случая с нулевыми граничными условиями по границе области расчетов. Затем применяется способ Р.А. Джеймса (изначально изобретенный для статических задач, но впоследствии развитый для электромагнитных задач) для того, чтобы граничные условия не отражались. Этот прием создает очень надежный и эффективный способ. Вычислительные эксперименты показывают, что итеративный процесс работает при любых разумных контрастах и обеспечивает учет неотражающих условий с очень высокой степенью точности. Использование синусоидального преобразования Фурье на этапе 1075 может ускорить расчеты в восемь раз, чем при стандартном подходе Фурье.

На ФИГ. 10A представлена диаграмма последовательности операций части 1035 решателя прямых задач процесса воссоздания изображений. Решатель прямых задач 1035 используется только для решения обратной задачи. Вводными данными в данном случае является распределение диэлектрических свойств в форме трехмерного массива, который получается на этапе 1060. Для первого этапа итерации эти вводные данные получают из внешнего источника, а при последующих итерациях их получают из предшествующей итерации. Далее, на этапе 1065 осуществляется подготовка параметров и массивов, которые не меняются в процессе решения прямых задач: количество волн, расчетные сетки, а также функцию Грина для равномерной области. После этого проводится итерационная процедура сопряженных градиентов на этапах 1070 и 1080. Во-первых, исходный член уравнения (4) рассчитывается на этапе 1070. Затем, каждый этап способа сопряженных градиентов требует быстрых преобразований Фурье исходных функций, как показано на этапе 1075. Для того чтобы прекратить итерации, конвергентность процесса проверяется на этапе 1080. Как только итерационная процедура завершена, неотражающие граничные условия должны быть применены на этапе 1085. И наконец, результат вычисления в ходе процесса 1035 создается на этапе 1090. Результат включает в себя массивы, содержащие электрические поля внутри вычислительной области, и сигналы на ресиверах для всех позиций передатчиков.

Блок решения обратных задач

Для решения обратной задачи в микроволновой (электромагнитной) томографии может быть применен способ градиентов или способ Ньютона. В случае трехмерного вектора в цилиндрической геометрии этот способ нуждается в значительных модификациях по сравнению с двумерными и скалярными случаями. В целом, обратная задача в электромагнитной томографии может быть сформулирована как задача минимизации, показанная в уравнении (10) в US 7239731, где S _ij ^theor - это теоретические значения сигнала, S _ij ^exper - это экспериментальные значения сигнала, и последний компонент - это функционал Тихонова.

Важный момент любой процедуры минимизации для способов, основанных на градиентах, - это способ расчета самого градиента. Было доказано, что градиент функционала в нашем случае рассчитывается уравнением (11) US 7239731, где E _j и G _ij - это решения уравнений (12) и (13) в US 7239731. Функции F _j и P _ij описывают диаграммы поля для антенн 48, которые используются как источники и детекторы, соответственно.

Прямое вычисление с использованием уравнения (11) занимает очень много времени даже для двухмерного случаях и не может эффективно применяться в трехмерном случае. Причина этого заключается в том, что на каждом этапе требуется решение N × M прямых задач, где N - это количество передатчиков, а M - количество ресиверов. В предшествующем "скалярном" решении было показано, а в случае векторного решения может быть сделано обобщение, что функция, показанная в уравнении (14) в US 7239731, может быть решением уравнения (15) US 7239731. В результате на каждом этапе итерации необходимо решить только две прямые задачи.

Расчет суммы в правой части уравнения (15) остается сложной задачей, поскольку он требует суммирования по всем ресиверам для всех ячеек вычислительной сети. Для преодоления этого препятствия может быть применена двухэтапная процедура. Во-первых, уравнение (16) в US 7239731 может быть рассчитано по поверхности области вычисления. Это требует значительно меньших вычислительных затрат по сравнению с вычислениями в правой части уравнения (15). Во-вторых, уравнение (17) в US 7239731 может быть решено с указанными граничными условиями. Уравнение (17) представляет собой уравнение с постоянными коэффициентами и может быть легко решено с использованием синусоидального быстрого преобразования Фурье.

И наконец, один шаг способа градиента требует решения двух прямых задач (уравнения (12) и (15)) плюс одно уравнение (уравнение (17)) с постоянными коэффициентами. В целом, эта процедура представляется самой быстрой из известных процедур.

Один шаг итерационной процедуры может быть выполнен, как показано в уравнении (18) в US 7239731, где итерационный шаг выбирается способом проб. Ограничения на верхнюю и нижнюю границы значений диэлектрических свойств и значения диэлектрических свойств по границе объекта применяются на этом этапе.

На ФИГ. 10B представлена принципиальная схема части решателя инверсных задач 1000 в процессе воссоздания изображения, когда применяется градиентный способ и/или способ Ньютона. На этапе 1005 получаются вводные данные. Вводные данные для решателя обратных задач 1000 включают в себя физические и геометрические параметры вычислительного процесса: размеры области вычислений, рабочая частота, максимальной число итераций и сигналов с антенн 48. Далее, на этапе 1010, осуществляется подготовка параметров и массивов, которые не меняются в процессе итерации при решении обратных задач. Такие параметры могут включать в себя, помимо прочего, количество волн, расчетные сетки, а также функцию Грина для равномерной области. После этого проводится итерационная процедура вычисления градиента остаточной функции (уравнение (11)) и/или обращения матрицы (для способов, основанных на способе Ньютоне) на этапе 1015. Для того чтобы прекратить итерации, конвергентность процесса проверяется на этапе 1020. Это включает в себя сравнение значения остаточной погрешности с расчетной погрешностью эксперимента. Как только итерационная процедура завершена, неотражающие граничные условия должны быть применены на этапе 1025. И наконец, результат вычисления в ходе процесса 1000 создается на этапе 1030. Результат включает в себя распределение диэлектрических свойств в форме двухмерного и трехмерного массива.

ФИГ. 10С - принципиальная схема блока расчета градиента 1015 в процессе воссоздания изображения; прямая волна рассчитывается на этапе 1035 по уравнению (12), после чего на этапе 1040 осуществляется расчет по уравнению (16) источника волны обратного распространения по границам вычислительной области. Затем на этапе 1045 источник волны обратного распространения рассчитывается в объеме вычислительной области уравнением (17), и волна обратного распространения рассчитывается путем решения уравнения (13) на этапе 1050. И наконец, градиент рассчитывается уравнением (11) на этапе 1055.

Алгоритм реконструкции изображения, который является предметом данного изобретения, имеет множество преимуществ. Например, за счет использования неотражающих граничных условий плюс синусоидальное быстрое преобразование Фурье, решатель прямых задач по данному изобретению является самым эффективным. Кроме того, предлагаемый способ расчета так называемой обратной волны (уравнения (15), (16), (17)) позволяет работать в реальной трехмерной конфигурации с многочисленными антеннами. Кроме того, способ расчета сигнала (уравнение (7)) отличается от любых других и позволяет симулировать работу каждой антенны с высокой степенью точности, и сам математический алгоритм по сути является параллельным, что имеет особенные преимущества для параллельных вычислений.

ФИГ. 11 - схематическое изображение, иллюстрирующее использование системы 10 и способов, показанных на ФИГ. 2-10, в составе системы построения четырехмерных дифференциальных (динамических) объединенных ЭМТ изображений 100, используемой в качестве одной или нескольких приоритетных практических воплощений данного изобретения. В настоящей заявке ε* означает сложное число, если не указано иначе. Система включает в себя "блок для работы с ноу-хау" 102, "модуль оценки задач в связи с затуханием сигнала и физическими границами" 104, "модуль настройки и тестирования системы ЭМТ" 106, "модуль воссоздания изображений" 108, "модуль построения дифференциального изображения" 110, "модуль коррекции движений" 112 и "модуль формирования объединенных изображений" 114.

Как показано в нижнем правом углу, два важных вводных фактора способа и системы - это тип исследования построения изображений и продолжительность исследования (T_study). Тип исследования построения изображений может быть, например: i) динамическим исследованием нормальной физиологической активности в мягких тканях конечности или ткани миокарда или мозговой ткани, ii) исследованием контролируемого стресса для оценки функциональной жизнеспособности тканей (например, миокарда или мышечной ткани) в ходе физического стресса (тренировки) или стресса, вызванного фармакологически (например, с использованием добутамина в ходе уже одобренной клинической процедуры), iii) введением электромагнитного контрастного агента(ов) (например, синтезированного из составных функциональных наночастиц), или аналогичного вещества, или представлять собой сочетание указанных выше типов. Продолжительность исследования (T_study) может быть вводным фактором, например, в секундах или в количестве циклов физиологической активности (например, сердечные циклы).

Исходя из вводного фактора, система рассчитывает, как представлено блоком для работы с ноу-хау 102, различные желаемые параметры системы. В число таких параметров, предпочтительно, входят необходимое временное разрешение (временные интервалы между каждым циклом (кадром) получения данных ЭМТ), количество кадров, которые должны быть получены системой, необходимая точность измерений по амплитуде, необходимая точность изменений по фазе, а также необходимая точность изменений по поляризации (если необходимо).

Используя эту информацию, "модуль оценки задач в связи с затуханием сигнала и физическими границами" 104 рассчитывает i) оптимальные диэлектрические свойства (ε* ₀ =ε' ₀ +jε" ₀) соответствующего раствора (раствором наполняется сканирующая камера), в основном путем оптимизации компонента затухания сигнала (ε" ₀), и ii) ширину полосы пропускания по промежуточной частоте системы на основе требуемого временного разрешения и количества каналов системы, которые необходимо получить. Затем готовится соответствующий раствор путем смешивания воды, спирта и соли или других компонентов, как указано выше, в необходимой концентрации, соответствующей желаемым диэлектрическим свойствам (ε* ₀ =ε' ₀ +jε" ₀). Рабочая или сканирующая камера 12 может быть затем заполнена таким раствором.

Используя "модуль настройки и тестирования системы ЭМТ" 106, система 100, в том числе система ЭМТ 10, настраивается и приводится в исходное положение и, после заправки раствором, может быть проведен тест с использованием "пустой" камеры, т.е. при этом камера 12 заполнена соответствующим раствором, но отсутствует объект 19 исследования или раствор или гель 17 внутри. Это позволяет убедиться, что система имеет желаемые параметры.

Когда система 100 готова, исследуемый объект 19 помещается в сканирующую камеру 12, вместе с раствором или гелем 17, и происходит получение полного комплекта данных ЭМТ (кадров), как описано выше, в каждый момент времени T0, T1… T_study. Первичные данные ЭМТ на каждый момент времени подаются в блок воссоздания изображения 108 для расчета абсолютного анатомического изображения в каждый интервал времени T0, T1… T_study. Абсолютное анатомическое изображение, которое определяется на момент T0, который далее иногда именуется "Исходное изображение", используется для расчета дифференциального изображения и объединенных изображений во все дальнейшие моменты времени T1…T_study. Для кадра T0 начальным моментом (изначальное распределение диэлектрических свойств в области, изображение которой получается) для процедуры итерационного восстановления изображения может быть равномерное распределение соответствующего раствора ε* ₀ =ε' ₀ +jε" ₀ в пределах области, изображение которой получается. Для всех других кадров (T1…T_study) начальным моментом может быть равномерное распределение соответствующего раствора ε* ₀ =ε' ₀ +jε" ₀ в пределах области, изображение которой получается (Исходное изображение (ε* _{frame T0})), или же, в качестве альтернативы, начальным моментом может быть реконструированное изображение из предыдущего кадра. Другими словами, исходное изображение (ε* _{frame T0}), которое представляет собой реконструированное распределение диэлектрических свойств на момент T0, может быть использовано в качестве начальной точки для воссоздания изображения на другие моменты времени (кадры) T1…T_study, или же, в качестве альтернативы, изображение, реконструированное на момент Ti (ε* _{frame Ti}), может быть использовано в качестве начальной точки для воссоздания изображения в кадрах i+1, i+2 и т.д. Это значительно ускоряет процедуру воссоздания изображения за счет сокращения необходимого количества итераций.

"Модуль построения дифференциального изображения" 110 рассчитывает дифференциальные изображения между изначальным кадром T0 и текущим кадром Ti следующим образом:

ε* _diff =(ε* _{frame Ti} -ε* _{frame T0} )/ε* _{frame T0} ×100 [%]

Крайне желательно, чтобы реконструированные изображения на моменты T0 и Ti были неподвижными. Несмотря на очень короткое время получения (предпочтительно, порядка десятка миллисекунд или меньше), может потребоваться корректировка на движение. Это может быть осуществлено в "модуле коррекции движения" 112.

Объединенное изображение на каждый момент времени Ti может быть получено через "модуль формирования объединенных изображений" 114. В качестве одного из вариантов, фоновое изображение, представляющее собой абсолютное анатомическое изображение биологического объекта 19, создается с использованием серой гаммы, а дифференциальное по времени изображение, созданное с использованием цветной гаммы, накладывается на фоновое изображение. На абсолютном анатомическом изображении костные участки, имеющие низкие диэлектрические свойства, могут быть переданы с использованием более темных оттенков серого, а мягкие ткани могут быть переданы с использованием более светлых оттенков серого. На дифференциальном по времени изображении, которое отражает физиологическую активность или вмешательства в ходе исследования, степень изменений может быть передана, как показано на цветной полосе как процентиль изменений. Простые примеры таких объединенных изображений, полученных в ходе предварительных экспериментов с использованием указанных выше систем и способов, описанных выше, приведены далее.

Примеры: Средняя часть передней ноги свиньи

Для проверки описанной в настоящей заявке методологии были проведены эксперименты с использованием части средней части передней ноги свиньи. ФИГ. 12 - фотография анатомического поперечного разреза средней части передней ноги свиньи, которая использовалась в ходе указанных экспериментов.

Одна серия экспериментов была сосредоточена на изменениях, связанных с кровообращением, включая сравнение изменений систолического и диастолического давления и сравнение реперфузии и окклюзии. ФИГ. 13A и 13B и ФИГ. 14A-14B являются результатами построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, изменений в кровообращении в случае изменения систолического и диастолического давления, а также изменений в кровообращении в случае реперфузии и окклюзии, соответственно; На каждой паре результатов, результат получения изображения вверху представляет собой объединенное изображение ε', и результат получения изображения внизу представляет собой объединенное изображение ε". Для реконструкции 2D изображения был применен итеративный способ Ньютона. Реконструированные абсолютные анатомические изображения (фоновое изображение, представленное в серой цветовой гамме) хорошо соотносимы с анатомией (как представлено на ФИГ. 2) и на них четко видна костная область, имеющая низкие диэлектрические свойства (темные оттенки серого), и мягкие ткани, обладающие более высокими диэлектрическими свойствами (более светлые оттенки серого). Хотя в этих экспериментах реконструированные значения диэлектрических свойств выходят за рамки ожидаемых/табличных свойств тканей, по крайней мере одно дополнительное исследование продемонстрировало возможность более точной реконструкции абсолютных значений диэлектрических свойств даже при шумовом коэффициенте в 5-10%. Задача в основном характеризуется сложностью и необходимостью ее оптимизации.

В каждом объединенном изображении выделенный цветом участок указывает на степень физиологического изменения, которое возникает в результате вмешательства в мягкую ткань, выраженную в процентах. На ФИГ. 13A-13B, которые соответствуют изменениям в кровообращении для случая систолического-диастолического давления, такой показатель рассчитывается как (ε_систолическое - ε_диастолическое)/ε_диастолическое (выраженное в процентах), а на ФИГ. 14A-14B, которые соответствуют изменениям кровообращения для случая реперфузии и окклюзии, такой показатель рассчитывается как (ε_реперфузия - ε_окклюзия)/ε_окклюзия (выраженный в процентах). Существование таких изменений в ε' и ε", которые возникли за счет физиологических изменений, возникших в результате вмешательства в мягкую ткань, было установлено ранее. По меньшей мере в одном исследовании, проведенном одним или несколькими из данных изобретателей, имели место различия в замеренных электромагнитных полях до 10-20% по амплитуде и 4-6° по фазе, которые были зарегистрированы только на двух-трех ресиверах из максимум тринадцати ресиверов в экспериментальной системе (для конкретной конфигурации передатчиков/ресиверов). Можно ожидать улучшенных результатов, если использовать больше ресиверов на область замеров.

Дифференциальные по времени изображения, объединенные с анатомическими, показанные на ФИГ. 13A-13B и ФИГ. 14A-14B, указывают на связанные с кровообращением изменения, при этом они соответствуют анатомическому расположению кровеносных сосудов. Процент изменений был небольшим, в пределах 1% на ε' и 2-3% на ε". В этом отношении следует понимать, что в микроволновой томографии реконструируются средние диэлектрические свойства свыше определенного значения. В данном случае включены кровеносные сосуды вместе с частью скелетных мышц. В ранних экспериментах без построения изображений и в компьютерных симуляциях изобретатели предположили, что несмотря на факт того, что технология МВТ находится на раннем этапе своего развития, по оценкам, эта технология даст возможность осуществлять реконструкцию изменений в объеме примерно 3-5% от общего поперечного кровотока. Могут быть проведены дополнительные исследования с целью проверки взаимосвязи между изменениями в кровотоке в конечности и значениями реконструированных дифференциальных изображений. Это позволит непосредственно применять эту передовую технологию построения изображений.

Еще одна серия экспериментов была посвящена развитию симулированного синдрома повышенного давления в конечности свиньи. В ходе одного из проведенных экспериментов система МВТ 100 была применена на частоте в 1,05 ГГц, а в ходе другого - система 100 была применена на частоте 1,5 ГГц. ФИГ. 15A-15B и ФИГ. 16А-16В представляют собой результаты построения изображений, представленные в виде объединенных изображений, в упрощенном двухмерном виде, синдрома повышенного давления локализованного повреждения, выявленного через пять минут (+5) и через шестнадцать минут (+16) после его возникновения, соответственно, с использованием рабочей частоты 1,05 ГГц. ФИГ. 17A-17B и ФИГ. 18А-18В представляют собой результаты построения изображений, представленные в виде объединенных изображений, в упрощенном двухмерном виде, синдрома повышенного давления локализованного повреждения, выявленного через пять минут (+5) и через шестнадцать минут (+16) после его возникновения, соответственно, с использованием рабочей частоты 1,5 ГГц. На каждой паре результатов, результат получения изображения вверху представляет собой объединенное изображение ε', и результат получения изображения внизу представляет собой объединенное изображение ε". Для реконструкции 2D изображения был применен итеративный способ Ньютона. Как и в экспериментах с изменениями, связанными с кровообращением, реконструированные абсолютные анатомические изображения (фоновое изображение, представленное в серой цветовой гамме) хорошо соотносимы с анатомией (как представлено на ФИГ. 2) и на них четко видна костная область, имеющая низкие диэлектрические свойства (темные оттенки серого), и мягкие ткани, обладающие более высокими диэлектрическими свойствами (более светлые оттенки серого).

В каждом объединенном изображении выделенный цветом участок указывает на степень физиологического изменения, связанного с развитием симулированного синдрома повышенного давления, выраженную в процентах. Значение изменения рассчитывается как (ε_+ x мин. с момента возникновения повышенного давления - ε_исходное)/ε_исходное (в процентах). Как и в случае изменений, связанных с кровообращением, существование таких изменений в ε' и ε" было установлено ранее. Однако общие различия, связанные с развитием симулированного синдрома повышенного давления в конечности животного, намного более значительны: до шести раз по амплитуде и до 150° по фазе через 16 минут после развития синдрома. Это указывает на уверенную реконструкцию изображения, показывающего расположение и степени повреждения в мягких тканях конечности.

Дифференциальные по времени изображения, объединенные с анатомическими, показанные на ФИГ. 15-18, указывают изменения в конечности, связанные с развитием симулированного синдрома повышения давления, и соответствуют анатомическому расположению вмешательства. Более конкретно, изображения показывают, что имело место ожидаемое скопление дополнительной жидкости, на которое указывают ярко выраженные участки от синего до красного на дифференциальном изображении. На данный момент изобретатели не смогли методологически выполнить эксперименты МВТ, одновременно проследив за локальным давлением в качестве самостоятельного маркера повреждения. Однако визуальный осмотр показал явные признаки опухоли. Кроме того, после непосредственного вливания раствора Рингера в мышечный отдел наблюдался сниженный артериальный кровоток (на 20%), что указывает на повышение локального давления.

Процент изменения в экспериментах значителен. Например, в случае симулированного синдрома локального повышения давления, представленного на ФИГ. 15A-15B и ФИГ. 16A-16B, максимальные изменения через 5 минут после развития повреждения (ФИГ. 15A и 15B) составляют около 20% как для ε', так и для ε" (синий цвет), в то время как через 16 минут после начала развития повреждения (ФИГ. 16A и 16B) максимальные изменения намного больше, примерно на 38% для ε' и около 100% для ε" (красный цвет). Следует учитывать, что в данном случае использовалась частота 1,05 ГГц; в целом, изменения более локализованные и более ярко выраженные, особенно на ε", при более высоких частотах, что видно при сравнении ФИГ. 17A-17B и ФИГ. 18A-18B, где рабочая частота составляла 1,5 ГГц, с ФИГ. 15A-15B и ФИГ. 16A-16B.

Примеры: Двухмерная компьютерная модель головы

Первоначальная применимость новой концепции получения изображений при помощи электромагнитного поля для получения изображения головного мозга была оценена с использованием двухмерной компьютерной модели головы.

ФИГ. 19A и 19B являются результатами построения изображений, представляющих собой объединенные изображения, в упрощенном двухмерном виде, повреждения, вызванного инсультом, с использованием рабочей частоты 1,0 ГГц. В ходе этого эксперимента две небольших (радиусом 1 мм) неоднородности с диэлектрическими контрастами -10% и +10% были добавлены в модель для симуляции небольших участков инсульта различного характера. Результат получения изображения вверху (ФИГ. 19A) представляет собой объединенное изображение ε', и результат получения изображения внизу (ФИГ. 19B) представляет собой объединенное изображение ε". Фоновые изображения в серой цветовой гамме представляют собой абсолютные изображения модели головы. Абсолютные изображения были воссозданы с использованием нелинейной ньютоновской инверсии рассеянных электромагнитных полей с 64 приемников, расположенных на одинаковом расстоянии друг от друга по кругу (радиус = 11 см) вокруг головы. Сверху от фоновых изображений показаны дифференциальные изображения, представленные в цвете. Дифференциальные изображения были получены на основе различий между двумя реконструированными абсолютными изображениями: изображения нормальной головы и изображения головы с двумя небольшими участками отличного кровообращения, симулирующего два вида инсультов. Как видно на ФИГ. 19A и 19B, два небольших (радиусом 1 мм) участка инсульта четко определяются. Полученные результаты демонстрируют применимость технологии не только для быстрой оценки повреждений в результате инсульта, но также указывают на наличие огромного потенциала получения функциональных нейроизображений в качестве альтернативы функциональной МРТ, явно намного более прогрессивного с точки зрения разрешающей способности по времени.

ФИГ. 20 - пример показательного применения функционального построения изображений и неинвазивного картографирования электрических потенциалов с использованием способа, предусмотренного данным изобретением. Демонстрируется, что система и методология данного изобретения позволяют как получать функциональные изображения биологических объектов 19, так и осуществлять картографирование электрического возбуждения в биологических тканях 19. Это может достигаться в результате двухэтапного процесса получения изображений, как показано на ФИГ. 20. Во-первых, система 100 используется как инструмент получения электромагнитных томографических изображений для неинвазивной оценки функциональных и патологических состояний биологического объекта 19 и расположения участков нездоровых тканей 19. Например, на ФИГ. 20 было получено функциональное изображение ткани сердца с подозрительными участками миокарда на Этапе 1 для выявления участков ишемии/инфаркта. Во-вторых, если нездоровый участок находится в пределах биологической ткани 19, в которой были вызваны возбуждения (такой как ткань сердца, нервная ткань, мышечно-скелетная или аналогичные виды тканей), то диэлектрически контрастное (чувствительное) вещество/раствор (например, взвесь наночастиц) может быть введен в ткань (систему кровообращения), что позволит осуществить неинвазивное картографирование электрического возбуждения и определить расположение источника нарушения (источника аритмии). Поскольку функциональное/патологическое состояние ткани в источнике и рядом с ним известно по результатам первого этапа получения изображения с помощью электромагнитного поля, возникает возможность получить уникальную и очень ценную информацию, которая будет получена для определения жизнеспособности ткани и выбора стратегии дальнейшего лечения и терапии. Например, на ФИГ. 20 электрические потенциалы на участках ишемии/инфаркта в ткани сердца картографируются для выявления возможных источников аритмии и функциональной жизнеспособности ткани. Кроме того, если выбран способ удаления такой ткани, то может быть использована та же система и электромагнитная энергия может быть сосредоточена конкретно на заданной области согласно известным способам, таким как описанные в Патентах США №№ 5715819, 6026173 и 6333087, каждый из которых включен в настоящую заявку по ссылке.

Исходя из изложенной выше информации, лицам, которые являются профессионалами в данной области, будет без труда понятно, что данное изобретение может широко применяться. Многочисленные практические воплощения и адаптации данного изобретения, помимо тех, которые описаны в настоящей заявке, а также многочисленные вариации, модификации и эквивалентные действия, будут очевидны или разумно понятны на основе данного изобретения и приведенных выше его описаний, без отклонения от существа и объема данного изобретения.

Соответственно, несмотря на то, что данное изобретение было детально описано в настоящей заявке применительно к одному или нескольким предпочтительным воплощениям, следует понимать, что предоставленная информация носит исключительно иллюстративный характер и призвана дать представление о данном изобретении и приведена исключительно с целью предоставления полной и полезной с практической точки зрения информации об изобретении. Приведенная выше информация не должна толковаться как ограничивающая данное изобретение или иным образом исключающая любые другие воплощения, адаптации, вариации, модификации или эквивалентные действия; данное изобретение ограничивается только патентными формулами, описанными в приложении к настоящей заявке, и их эквивалентами.

Изобретение относится к области создания четырехмерных электромагнитных томографических дифференциальных объединенных изображений. Техническим результатом является обеспечение формирования объединенного томографического изображения, отображающего функциональную/молекулярную информацию. Множество источников электромагнитного поля и детекторы создают и детектируют область электромагнитного поля в заданной области. Биологическая ткань помещается в заданную область, и формируется электромагнитное поле с использованием выбранного множества источников. Поле выборочно оценивается с тем, чтобы каждый из выбранного множества детекторов "распознал" источник поля из множества источников электромагнитного поля. Источники и детекторы управляются так, чтобы поля, созданные выбранными источниками, детектировались выбранными детекторами после взаимодействия с тканью. Исходя из поля, полученного каждым детектором, на основе каждого поля, созданного тканью, получают сложную матрицу интерференции, и анатомическая и функциональная информация реконструируется на основе такой матрицы. 5 н. и 16 з.п. ф-лы, 29 ил.

1. Способ создания функциональных изображений и неинвазивной оценки распределения электрических возбуждений в биологических тканях, содержащий этапы, на которых:
осуществляют сначала процесс создания электромагнитных томографических изображений для формирования базового анатомического изображения биологической ткани;
затем многократно:
проводят процесс создания электромагнитных томографических изображений для формирования последовательных изображений биологической ткани;
сравнивают каждое последующее изображение с предыдущим изображением для определения относительного физиологического изменения в биологической ткани; и
по результату сравнения формируют разностное изображение, которое иллюстрирует величину относительного физиологического изменения в биологической ткани, и
объединяют по меньшей мере одно из последующих дифференциальных изображений, указывающее относительное физиологическое изменение относительно базового анатомического изображения биологической ткани для отображения в качестве единичного объединенного изображения;
при этом процесс создания электромагнитных томографических изображений содержит:
обеспечивают множество источников электромагнитного поля для формирования области электромагнитного поля в заданной области;
обеспечивают множество детекторов электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части области электромагнитного поля в заданной области;
размещают биологическую ткань в заданной области;
формируют область электромагнитного поля посредством выбранного множества источников электромагнитного поля;
выборочно определяют параметры электромагнитного поля, генерируемого каждым из источников электромагнитного поля, чтобы каждый из выбранного множества детекторов электромагнитного поля "распознал" источник электромагнитного поля из множества источников электромагнитного поля;
управляют источниками электромагнитного поля и детекторами электромагнитного поля с тем, чтобы электромагнитные поля, генерируемые выбранным множеством источников электромагнитного поля, принимались выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия с биологической тканью;
на основе по меньшей мере части принятого детектором электромагнитного поля измеряют характеристики по меньшей мере электромагнитного поля, генерируемого биологической тканью;
определяют информацию изображения биологической ткани на основании измеренных параметров интерференции.

2. Способ по п. 1, который дополнительно содержит предварительный шаг, на котором осуществляют ввод в компьютер создания изображений, который управляет способом, длительности времени для выполнения повторяющихся операций процесса создания электромагнитных томографических изображений для формирования последовательных изображений биологической ткани,
сравнивают каждое последующее изображение с предыдущим изображением для определения относительно физиологического изменения в биологической ткани; и
по результату сравнения формируют разностное изображение, которое иллюстрирует величину относительного физиологического изменения.

3. Способ по п. 2, в котором длительность времени вводят как единицу времени.

4. Способ по п. 2, в котором длительность времени вводят как количество циклов физиологической активности.

5. Способ по п. 1, который дополнительно содержит предварительный шаг, на котором осуществляют ввод в компьютер создания изображений, который управляет способом, типа изображения, которое будет исследоваться.

6. Способ по п. 5, в котором в качестве биологической ткани исследуют мягкие ткани оконечности сердечной мышцы или ткань мозга, при этом способ осуществляют как часть динамического изучения нормальной физиологической активности биологической ткани.

7. Способ по п. 5, в котором в качестве биологической ткани исследуют миокард или мускульную ткань, при этом способ осуществляют как часть управляемого изучения стресса для оценки функциональной жизнеспособности биологической ткани во время выполнения упражнения или другого физиологического стресса.

8. Способ по п. 5, в котором в качестве биологической ткани исследуют миокард или мускульную ткань, при этом способ осуществляют как часть управляемого изучения стресса для оценки функциональной жизнеспособности биологической ткани во время фармакологически введенного стресса.

9. Способ по п. 1, который дополнительно содержит шаг подсчета параметров системы посредством компьютера, который управляет способом, на основе длительности времени, введенного пользователем, типа исследуемого изображения, введенного пользователем, или и того и другого.

10. Способ по п. 9, в котором указанные параметры включают один или более из требуемого времени разрешения (временные интервалы между циклами проведения процесса создания электромагнитных томографических изображений (рамки)), количеством рамок, полученных воспроизводящим компьютером, требуемой точности измерений по амплитуде, требуемой точности измерений по фазе и требуемой точности измерений по поляризации.

11. Способ по п. 1, в котором дополнительно вводят электромагнитный контрастный агент в биологическую ткань.

12. Способ по п. 11, в котором контрастный агент содержит синтетические композитные функциональные наночастицы.

13. Способ по п. 1, в котором на повторяющемся шаге выполнения процесса создания электромагнитных томографических изображений для формирования последовательных изображений биологической ткани используют наиболее позднее изображение в качестве стартовой точки при формировании последующего изображения.

14. Способ по п. 1, в котором процесс создания электромагнитных томографических изображений дополнительно содержит шаг, на котором осуществляют коррекцию шага для минимизации эффектов перемещения ткани тела во время проведения процесса.

15. Способ по п. 1, в котором базовое анатомическое изображение представляют в виде темных и светлых тонов серого и относительное физиологическое изменение представляют через различные цвета, наложенные на серое анатомическое изображение.

16. Способ по п. 1, в котором относительное физиологическое изменение выражается в процентном изменении.

17. Способ по п. 16, в котором различные цвета используют для представления различных величин процентного изменения.

18. Способ создания функциональных изображений и неинвазивной оценки распределения электрических возбуждений в биологических тканях, содержащий этапы, на которых:
осуществляют сначала процесс создания электромагнитных томографических изображений для формирования базового анатомического изображения биологической ткани;
затем многократно:
проводят процесс создания электромагнитных томографических изображений для формирования последовательных изображений биологической ткани, причем каждое последующее изображение показывает относительное физиологическое изменение в биологической ткани по отношению к предыдущему изображению биологической ткани; и
объединяют по меньшей мере одно из последующих дифференциальных изображений, указывающее относительное физиологическое изменение относительно базового анатомического изображения биологической ткани для отображения в качестве единичного объединенного изображения;
при этом процесс создания электромагнитных томографических изображений содержит:
обеспечивают множество источников электромагнитного поля для формирования области электромагнитного поля в заданной области;
обеспечивают множество детекторов электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части области электромагнитного поля в заданной области;
размещают биологическую ткань в заданной области;
формируют область электромагнитного поля посредством выбранного множества источников электромагнитного поля;
выборочно определяют параметры электромагнитного поля, генерируемого каждым из источников электромагнитного поля, чтобы каждый из выбранного множества детекторов электромагнитного поля "распознал" источник электромагнитного поля из множества источников электромагнитного поля;
управляют источниками электромагнитного поля и детекторами электромагнитного поля с тем, чтобы электромагнитные поля, генерируемые выбранным множеством источников электромагнитного поля, принимались выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия с биологической тканью;
на основе по меньшей мере части принятого детектором электромагнитного поля измеряют характеристики по меньшей мере электромагнитного поля, генерируемого биологической тканью;
определяют информацию изображения биологической ткани на основании измеренных параметров интерференции.

19. Способ создания функциональных изображений и неинвазивной оценки распределения электрических возбуждений в биологических тканях, содержащий этапы, на которых:
осуществляют сначала процесс создания электромагнитных томографических изображений для формирования базового анатомического изображения биологической ткани;
затем проводят процесс создания электромагнитных томографических изображений для формирования более позднего изображения биологической ткани,
сравнивают более позднее изображение с предыдущим изображением для определения относительной величины физиологического изменения в областях поперек биологической ткани,
формируют информацию изображения, отображающую относительную величину физиологического изменения в областях поперек биологической ткани, как определено на шаге сравнения,
объединяют сформированное изображение с базовым анатомическим изображением; и
отображают на дисплее результат, полученный на шаге сравнения, в качестве одного объединенного изображения, чтобы представить относительную величину физиологического изменения относительно фонового базового анатомического изображения;
при этом процесс создания электромагнитных томографических изображений содержит:
обеспечивают множество источников электромагнитного поля для формирования области электромагнитного поля в заданной области;
обеспечивают множество детекторов электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части области электромагнитной поля в заданной области;
размещают биологическую ткань в заданной области;
формируют область электромагнитного поля посредством выбранного множества источников электромагнитного поля;
выборочно определяют параметры электромагнитного поля, генерируемого каждым из источников электромагнитного поля, чтобы каждый из выбранного множества детекторов электромагнитного поля "распознал" источник электромагнитного поля из множества источников электромагнитного поля;
управляют источниками электромагнитного поля и детекторами электромагнитного поля с тем, чтобы электромагнитные поля, генерируемые выбранным множеством источников электромагнитного поля, принимались выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия с биологической тканью;
на основе по меньшей мере части принятого детектором электромагнитного поля измеряют характеристики по меньшей мере электромагнитного поля, генерируемого биологической тканью;
определяют информацию изображения биологической ткани на основании измеренных параметров интерференции.

20. Система (10) создания функциональных изображений и неинвазивной оценки распределения электрических возбуждений в биологических тканях, содержащая:
множество источников (26) электромагнитного поля для формирования области электромагнитного поля в заданной области;
множество детекторов (28) электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части области электромагнитного поля в заданной области;
рабочую камеру (12) для размещения биологической ткани (19) в заданной области;
контроллер (14), оперативно связанный с множеством источников электромагнитного поля и детекторов электромагнитного поля для создания электромагнитных полей, генерируемых посредством выбранного множества источников электромагнитного поля и приема сигналов выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия сигналов с биологической тканью;
модуль (30) оценки параметров интерференции электромагнитного поля, вызванной по меньшей мере электромагнитным полем, генерируемым биологической тканью;
компьютер (15) для создания изображений, создающий объединенные анатомические и физиологические изображения биологической ткани и распределения электрического возбуждения в биологической ткани посредством инверсии электромагнитных полей, установленных множеством детекторов электромагнитного поля; и
дисплей для графического отображения объединенного анатомического и физиологического изображения биологической ткани, при этом компьютер (15) для создания изображений содержит рабочие блоки (102, 104, 106, 108, 110, 112, 144), которые выделяют информацию о динамическом переменном функциональном изображении и осуществляют динамическое объединение информации об анатомическом изображения и переменном функциональном изображении.

21. Способ создания четырехмерных электромагнитных томографических (ЭМТ) динамических объединенных изображений биологических тканей, содержащий этапы, на которых:
обеспечивают множество источников (26) электромагнитного поля для формирования области электромагнитного поля в заданной области;
обеспечивают множество детекторов (28) электромагнитного поля для определения параметров по меньшей мере части области электромагнитного поля в заданной области;
помещают биологическую ткань (19) в заданную область;
формируют область электромагнитного поля посредством выбранного множества источников электромагнитного поля;
выборочно определяют параметры электромагнитного поля, формируемого каждым из источников электромагнитного поля, чтобы каждый из выбранного множества детекторов электромагнитного поля "распознавал" источник электромагнитного поля из множества источников электромагнитного поля;
управляют источниками электромагнитного поля и детекторами электромагнитного поля, чтобы электромагнитные поля, формируемые выбранным множеством источников электромагнитного поля, принимались выбранным множеством детекторов электромагнитного поля после взаимодействия с биологической тканью;
на основе по меньшей мере части величин электромагнитного поля, полученных каждым детектором электромагнитного поля, измеряют параметры интерференции электромагнитного поля, по меньшей мере электромагнитного поля, генерируемого биологической тканью, с использованием по меньшей мере части данных об электромагнитном поле, полученных каждым из детекторов электромагнитного поля;
при этом из измеренных характеристик интерференции определяют информацию анатомического изображения и динамически выделяют изменяющуюся во времени информацию функционального изображения, каждая из которых относится к биологической ткани;
динамически смешивают информацию анатомического изображения и функционального изображения для отображения средством отображения.