CN1823683A - 动态检测机体参数的方法及其医用检测分析仪 - Google Patents
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Abstract
一种动态检测机体参数的方法及其医用检测分析仪，外壳内包括以下主要部分：微波加热元件、用于提供加热被检测皮肤及深层组织的热源；微波波导管、微波波导管外壁套有半导体预热－预冷管，微波波导管内壁覆有绝缘膜，并设有挡块，形成检测孔，用于引导微波直接作用于皮肤及深层组织；测温元件：用于温度监控和向中央芯片传输温度变化特征值，外接的红外热像温度探头设于微波波导管里端，稍突出于管内壁；冷却风扇、中央芯片与显示屏连接的显示屏控制单元。本发明可动态、无创、快速、安全、可靠、又相对简单地检测机体参数，检测费用较低、对人体的辐射较小，可快速确定病变区域的形状和机体异常部位。
Description
(一)、技术领域
本发明涉及一种检测机体参数的方法及其医疗检测装置。
(二)、背景技术
医学发展至今，已有许多医用检测方法和设备被发明和研制。单以成像类技术为例，目前广泛使用的就有X射线透射及CT，超声成像，磁共振成像(MRI)，放射性同位素断层成像(ECT)，单光子发射断层成像(SPECT)和正电子发射断层成像(PET)等多种手段。虽然这些技术已日益完善和成熟，但一些固有的缺点仍然束缚着它们的进一步发展。比如X射线对人体的伤害问题，超声图像的解析度问题，MRI，PET的成本和检测费用问题，大多数技术只能提供静态解剖结构或离体生化信息，不能提供动态功能信息的问题等等。这就促使人们不断提出新的检测方法，研制新的设备以解决这些问题。
采用其它危害较X射线少的电磁波来进行医用检测是许多发明人的选择。美国专利08/250762，60/047604，60/021284提出一种微波层析成像***，它采用一定波长的微波对生物体扫描，并对透射过的微波进行分析处理，最终获得三维的组织图像。由于波长短的微波穿透深度有限，波长长的微波解析度不高，所以微波断层方法有其局限。其它采用微波进行检测的还有中国专利(申请号1009840)，提出用分析微波穿透肺前后的变化得到肺含水量的方法。中国专利(申请号89102298)提出一种由热信息提取部分及信息处理***组成的无源微波诊断仪，采用与人体组织阻抗匹配良好的阿基米德螺旋线探头，在2.25-2.65GHz频率范围接收圆极化或椭圆极化波，用以探测人体深部组织肿瘤的有效信息。
日本专利37276/2002提出用近红外光透射生物体，通过分析处理透射光的方式得到血红蛋白等组织代谢信息。这是一种局部检测手段。采用荧光技术的专利有不少。如中国专利(申请号01142855)提出一种荧光光谱癌诊断装置及方法，该装置的诊断方法是对癌患者血清或软组织部位做出荧光光谱图并进行荧光分析。加拿大专利2126915提出一种利用红外光谱分析探测经防腐处理的、自然或人工培养的、包括脱落细胞在内的新鲜生物组织或细胞样品中异常的方法，异常由红外光谱吸收是否发生变化而定。中国专利(申请号200310107677)公开了一种二极管激光器激光光谱癌症诊断仪。它用二极管激光器作为激发光源，当激光通过光纤照射到人体组织上时，所发出的荧光再通过光纤沿原路返回，利用CCD探测器接收相应光谱范围的荧光，由计算机显示所要波段的荧光光谱，然后进行对比分析，得到所要信息。除了常见的用来探测体表癌组织的红外图像和液晶方法外，一类利用红外成像来检测机体深处异常的专利也被提出。中国专利(申请号02133987)提出一种所谓***方法。它是将人体热场某一断层的热能信息经过体表热能阶所辐射出的红外线，依次经过帧扫描。行扫描及光学***、分频滤波后，聚焦成像于探测器内并转换成模拟电信号，该模拟电信号经放大处理、模数转换器转换后变成数字电信号后输送到计算机中，计算机用专用软件将该信号以改色不改温的原则经伪彩色显示。显然这种方法并非用红外线真正透过人体来成像，其创新性明显不如类美国专利6023637提出的方法。后者提出的方法是通过扫描人体待检测部位，获得红外辐射强度数据，不同的强度水平对应不同的颜色。这些强度值应处于一个具有最小和最大值的输入窗口之内。在该窗口内再定义一个输出窗口，输出窗口的最大值应小于或等于输入窗口的最大值，其最小值应大于或等于输入窗口的最小值。通过这两个窗口对数据进行处理，使人体深处组织产生的热辐射也能得以展示，最终获得人体组织的热断层图像。该技术现在被称为TTM(thermal texture maps)，其主要优点是不发射任何射线(即无源检测)，只需通过处理红外图像，就可以得到人体组织的动态功能信息。其不足之处是难以得到异常组织(如癌)的准确形态，结构和位置，在这方面不如CT或超声，尽管可以作为它们的补充手段，在某些方面，比如乳腺癌普查上，得到应用。究其原因，是因为一般情况下异常组织或部位和正常组织或部位之间的温度差不大，如果异常组织或部位位于体表，容易通过红外热像图或液晶图显示出来。但如果位于体内深处，由于热传导的作用，这种微小的温度差传到体表时就变得更小，高温区和低温区的界限就更加模糊，热像图上异常组织或部位的形态就很不准确，其中心位置也难以确定。
中国专利(申请号02159137)提出使用一种温度对比剂使检测的目标部位与其相邻部位的生理性或病理性温度差扩大，从而改善目标部位与其相邻部位的热图像对比度。这种温度对比剂应为药学上无毒负作用的试剂。美国专利200100-46471也提出采用一种化合物，但它是通过化合物使用前后热像图的对比，得到化合物对血液热力学性能改变的效能。显然，采用生化手段(如特别的药剂)提高某指定的异常组织或部位和相邻组织或部位之间的温度差是相当困难的工作。
目前，产生对作用于人体、其强度和频率都被控制在无害范围内的电磁波技术已经日益成熟，许多设备已经市场化。但这些技术和设备都是用于机体疾病治疗。比如各种微波治疗仪就是采用接触或不接触的形状各异的辐射器对人体患病部位施加持续或脉冲形式的微波，利用其热和非热的效应达到使组织血管扩张，细胞膜通透性提高，改善营养代谢，促进组织再生及解痉，止疼和消炎等目的。常用频率从10MHz到2,450MHz，功率范围从数十到数百瓦，作用时间多为10到30分钟。但对于用高温杀灭癌细胞的情况，微波的功率要求较大，作用时间一般需持续40分钟以上，才能使癌变部位的温度从开始加热的10至15分钟内就迅速升高到42.5℃以上。
目前，国内外关于血糖的检测方法大多是有创性的，即需抽取患者血液后再采用葡萄糖氧化酶法测定。静脉全血，血浆或血清葡萄糖检测在医院进行，毛细管全血葡萄糖检测可用小型血糖仪由病人自测。为达到理想的血糖控制目标，一日内必须进行多次检测，至少包括三餐前，后和睡前。疑有夜间低血糖，还需加测。这类方法虽然准确率高，但也有不可避免的缺点。首先是每日多次反复抽血给病人带来很大的痛苦，其次是不论在医院或在家自检，都需昂贵的葡萄糖氧化酶试剂或试纸，所以检测费用会造成患者较大的经济负担。此外，在家自检还可能产生采血污染和细菌感染等问题。目前世界上唯一已商业的无创式检测是先抽取手指头表面的汗液和组织液，再用葡萄糖氧化酶法检测其中的血糖浓度。日本专利(2004-003826，中国申请号200410081808)提出一种皮下组织液的提取器，通过仅穿过皮肤角质层的提取孔抽取分泌物后，再用酶法检测。这类方法的缺点一是精度难以保证，二是结构复杂，同时也未解决依赖葡萄糖氧化酶的问题。
恶性肿瘤(广义的癌)是危害人类健康最严重的一种疾病。其死亡率仅次于心血管疾病。癌症患者的人数正逐年快速上升。降低癌症死亡率的最重要措施就是尽早发现，及时治疗。但早期癌变组织的探查十分困难，不仅取决于检测仪器的灵敏度和可靠性，也取决于检测人员的经验和知识，还设计检测费用等诸多因素。以乳腺癌为例，早期并无明显症状，患者自己难于察觉。肿瘤标志物在形成之初缺乏特异性和敏感性。细胞学检查只在已出现***溢液的情况下使用。活检也是需有明显症状出现时才考虑进行。影像学检查目前仍以钼靶X射线拍片为主要手段，但其能否提高早期乳癌查处率，目前已受到广泛质疑。美国癌症协会已建议停止使用此方法作为妇女乳癌的普查手段。B超对于致密腺体中的肿块有一定鉴别能力。但一般适合于不小于2cm的病灶。冷光透照对于稍深处的癌组织无能为力。红外热像图技术对乳癌敏感度的实验，已有的报道不很一致，这主要因为热像图显示的信息较微弱，检出率的高低在很大程度上取决于医务人员的经验。
(三)、发明内容
本发明的目的是提供一种动态检测机体参数的方法及其医用检测分析仪，通过改变温度或增大温差的方式，解决动态、无创、快速、安全、可靠、又相对简单地检测机体参数的问题，并解决制造一种检测费用较低、对人体的辐射较小的检测仪器，通过检测机体温度参数与正常值等参数，快速确定病变区域的形状和机体异常部位的问题。
本发明的技术方案：
这种动态检测机体参数的方法，其特征在于：
预先作出正常机体待检部位温度变化值与机体参数的对应经验关系式；将测温元件和微波加热元件分别施加于机体检测部位，然后动态检测或监测该机体部位的温度变化，获取待检部位微波波段或红外波段的温度信息，检测机体检测部位的温度与相邻正常区域之间的温差，将检测值与对应经验关系式相比较，得出被测机体参数值。
上述微波加热元件发射电磁波的波长从100m到0.76μm，尤其是从1m到1mm的范围；超声波的频率从20kHz到20MHz，尤其是从100kHz到10MHz的范围。
上述电磁波或超声波的功率小于300W，作用时间短于60分钟。
上述微波加热元件先作用于待检测部位、组织或器官，当达到理想的温度或组织间温差时，立即用测温元件开始温度检测或监测。
这种动态检测机体参数的医用检测分析仪，其特征在于：外壳上有电源插口、电源开关、检测孔、显示屏、指示灯和计算机接口，外壳内包括以下主要部分：
微波加热元件：是由包括磁控管、高压包和大容量电容组成的微波发生器，用于提供加热被检测皮肤及深层组织的热源；
微波波导管：垂直于外壳，微波波导管内端与微波加热元件连接，外端管口透过外壳向外，微波波导管外壁套有半导体预热-预冷管，微波波导管内壁覆有绝缘膜，并设有挡块，形成检测孔，用于引导微波直接作用于皮肤及深层组织；
测温元件3：用于温度监控和向中央芯片传输温度变化特征值，外接的红外热像温度探头设于微波波导管里端，稍突出于管内壁；
冷却风扇：用于降温，以免影响下一次检测结果；
中央芯片：用于存储可编控制程序，发送执行命令及自动进行检测数据对比、计算和处理，其中包括连接半导体预热-预冷管的控制程序及发送执行命令单元、数据处理及存储单元、A-D转换及放大电路、直流电源线路、数据显示控制电路、冷却风扇控制电路，预设温度调节电路与预设温度单元连接，用于设置和增减调节预设温度；时间调节电路与时间调节单元连接，用于调整微波加热时间的长短；功率调节电路与微波功率调节单元连接，用于调节输入的微波强度；
与显示屏连接的显示屏控制单元：与中央芯片中数据显示控制电路的输出端口连接，用于显示检测值和检测时间。
上述检测仪是台式、便携式或手持式，其中央芯片与时钟和/或手机的数据存储元件连接，在检测完成后，存储在中央芯片中过去一段时期内的检测结果，可通过手机发送到医院或给家人供参考。
上述微波加热元件是由包括磁控管、高压包和大容量电容组成的微波发生器，或由包括天线、微波接收和控制电路组成的微波发生器。
上述微波加热元件是温度传感器、红外辐射温度计、红外热像仪或微波热像仪。
上述红外辐射温度计是只发射微波的辐射器，或即可发射微波，又可接受微波的双功能辐射器。
上述微波波导管是矩形管、圆形管或马鞍形管。
本发明的仪器用特定的电磁波和超声波改变指定部位的温度或提高指定组织(或区域)与相邻正常组织(或区域)之间的温差，采用点测温度，红外热像图或微波热像图方式动态检测这些温度的变化，再用专门的层析技术和计算机热像图量化处理技术，获取施加手段后导致的机体不同深度处的动态温度特征，找出具有代表性的参数，并与计算机内存正常机体或组织的相关资料比较分析，得到由这些参数表征的机体或组织出现异常的准确信息。如手段的施加和信息的获取持续反复地进行，还可得到异常或正常组织的动态功能信息。
电磁波和超声波能改变人体组织温度和提高组织之间温差的原理是已知的。电磁波中微波的热效应最为明显。微波对生物体致热效应的实质在于，微波辐射生物体并穿透到组织之中，当该组织由于吸收微波能所转化的热量超过血液循环和热传导所带走的热量时，就会产生热的积累，引起局部的体温失调和温度上升。生物体的皮肤，肌肉，脂肪和各脏器都是由极性蛋白分子，极性水分子和无机盐离子所组成，它们都是由带正电的原子核和带负电的电子组成。无外加电磁场时，都是按特定的形式和规律排列的，处于平衡状态。当有外加电磁场时，生物介质即与电磁场相互作用，出现以下状态：(1)极性分子出现异变，即发生电子位移极化。这种极化随时从电磁场取得能量，按交变电磁场规律相应地改变极化方向，从而损耗微波能，转化为热能。(2)极性分子都有一定偶极矩。在外加电磁场作用下，将重新排列，并随电磁场来回振动，同时与相邻分子相互碰撞，加剧了这些分子的混乱运动，增加了热量。(3)外加电磁场作用下，离子受到加速并产生移动，与相邻分子碰撞而产生热量。但由于生物体各器官或组织的组分和结构有一定区别，尤其是含水率差别较大，因而热学和电学性能不同，导致微波的致热效应可能出现很大的差异。实验显示，微波在富水组织(如皮肤和肌肉中)，有如下电特性：
| 频率MHz | 介电常数εH | 电导σH(S/M) | 组织内波长cm | 穿透深度cm |
| 1027.1240.684339152450 | 16011397.3535147 | 0.6020.6250.6801.181.282.17 | 11868.151.38.764.461.76 | 21.614.311.23.573.041.70 |
相比之下，微波在乏水组织(如脂肪和骨骼)中的电特性有很大不同：
| 频率MHz | 介电常数εH | 电导σH(S/M) | 组织内波长cm | 穿透深度cm |
| 27.1240.684339152450 | 2014.65.65.65.5 | 10.9-43.212.6-52.837.9-11855.6-14796.4-213 | 24118728.813.75.21 | 15911826.217.711.2 |
从上述数据可以看出，由于含水不同，同样频率的微波作用下，组织之间的介电常数或电导率可以相差近十倍。所以富水组织中，微波的损耗将大大高于在乏水组织中的损耗。换言之，同一微波作用下，富水组织的温度升高要比乏水组织明显得多。这就是微波导致不同组织间出现温差的原因。其它电磁波，尤其是波长接近微波的超短波和波长稍大于微波的远.红外波，它们导致生物机体温度升高和组织间温度差增大的机理基本相同。
由于本发明采用的电磁波发射元件仅用于使机体某一部位的温度适当升高或使组织间的温差达到一定水平，所以相比于现有用于治疗功能的微波或其它电磁波设备，具有以下特点：
一.所需功率不大，一般小于300W。
二.作用时间不长，一般短于10Min，通常采用持续式发射，不采用脉冲式发射方式。
三.所用频率或波长取决于待检测部位或组织的深度。深度越深，频率应越低或波长应较长。比如对于深处乳腺癌的探测，宜用频率460MHz的分米波。反之，对于浅表的部位或组织，可用频率较高或波长稍短的电磁波。
四.为了实现后面将要叙述的层析技术，电磁波发射的频率或者功率或者作用时间应可以精确地，方便地在一个较大范围内进行调整，改变和控制。
五.所用微波发生器与待检测部位或器官的形状有关。对于微波而言，因弥散性大，传输时需用特制的***，它一般由微波波导管(或同轴电缆)和与之连接的形状结构各异的辐射器组成。辐射器的尺寸和形状可与微波发生器的频率谐振，辐射器的发射口可与待检测部位或器官的形状相匹配。比如用于使手指端部温度升高以检测血糖的情况，发射口可设计为与手指尺寸相配的圆柱状。对于检测乳腺癌的情况，发射口可设计为比与***尺寸稍大的半球形。对于检测腰部，胸腹部的情况，可设计为面积较大的开口为马鞍形的辐射器。
六.使用时，辐射器与待检测部位，组织或器官可以直接接触，也可以保持一定距离，一般从1到20厘米，中间可用空气作介质，也可隔以薄的内衣。如用吸收微波能很小的材料(如石英砂)填充机体与辐射器之间的间隙，可以降低微波在空气中反射和散射，提高微波利用率。
七.考虑到电磁波对后面温度检测器件(温度传感器或热成像仪等)的干扰，通常两个过程是分开进行的。即先用电磁波作用于待检测部位，组织或器官，当达到理想的温度或组织间温差时，停止电磁波作用，立即开始温度检测或监测。如果需要得到机体组织的动态信息，上述两步过程可以反复进行，即按：施加电磁波----温度检测-----施加电磁波----温度检测的模式进行。特别情况下，如温度传感器不受电磁波干扰，则上述分为两步的过程可以同时进行，即一边施加电磁波，一边检测或监测电磁波导致的温度变化效应。
八.为了节约设备空间和简化操作，可以将辐射器设计为即可发射微波，又可接受微波的双功能器件。即先用作微波发射器，待温度或温差达到要求之后，立即切换为微波接受器，并可反复进行这种切换。
超声波改变人体组织温度和提高组织之间温差的原理如下。超声在生物介质中传播时，其能量可被吸收转化为热能。主要转化机制有(1)由于介质分子能量转换的驰豫现象而发生的能量吸收，与介质本身的特性和超声频率相关。前者因介质2的微观结构和物化性质的差异，影响动能与其它能量形式相互转化的驰豫时间和分配比例。后者影响能量还原微波动能时的相位和幅值。在生物活体中，大分子(主要是蛋白质)对超声的吸收占重要的地位，其吸收特性和分子内和分子间能量转递和转换的驰豫过程相关。所以生物组织的超声吸收系数与超声频率之间的关系较复杂。生物组织吸收的超声能绝大部分将转换为热能，导致组织温度的升高。在超声频率为数兆赫的中等强度时，热作用占主要地位。在软组织中，吸收的总能量有80％是由于蛋白质分子能量转换的弛豫过程造成的。(2)在超声波通过介质时交替的压力变化，使组织细胞周期性压缩，引起温度升高。(3)在不同组织界面上超声能量的反射，因驻波形成导致质点，粒子的摩擦而生热。同样由于生物体各器官或组织的组分和微结构有一定区别，对声能的吸收系数就有差异。在同一超声作用下的热效应会有相当的不同，这就是超声导致不同组织间出现温差的原因。
同样地，超声治疗技术和设备也日趋成熟，常用的频率有8MHz，1MHz和3.2MHz。声头直径有1cm，2cm和5cm等规格。超声运用的一个重要特点是：如采用直接接触方式加载，在声头与体表之间就需采用耦合剂，以减小声能损失。如采用水作为传声介质，则治疗部位应完全浸入水下，声头还应密封防水。工业上应用超声探伤，医学上运用超声检测和诊断，都已是成熟的技术。但本发明提出的是利用超声改变指定部位的温度或提高组织间的温差，以利于检测的技术还是全新的尝试。所以与现有的超声设备相比有自己的特点。
一.所需功率不大，一般小于300W。
二.作用时间不长，一般短于10Min，通常采用持续式发射，不采用脉冲式发射方式。
三.声头固定不动时，超声强度一般不大于1.5W/cm2
四.可采用耦合剂减小声能损失。
五.也可在声头和体表间采用水袋方式减小声能损失，所用水应充分除气。不宜用水作为传声介质。
六.所用声头大小和形状可根据待检测部位或器官进行设计。
七.为了节约设备空间和简化操作，在利用超声提高组织温度或温差，同时也用超声检测温度变化的情况下，可以将声头设计为即可发射超声波，又可接受超声波的双功能器件。即先用作超声波发射器，待温度或温差达到要求之后，立即切换为超声波接受器，并可反复进行这种切换。
本发明公开的第二个核心技术是采用各种无创性的温度检测技术，动态检测某一部位采用前述物理手段后的温度变化或指定组织(或区域)与相邻组织(或区域)之间的温差变化状态。所谓无创性的温度检测技术包括：
一.采用与体表接触的温度传感器动态检测体表测点温度变化。接触式测温是常规的体表温度检测技术。在本发明中应用时，一般要求至少一个，最好多个温度探头同时与体表呈垂直式的接触，通过导线将得到的温度动态变化数据输入计算机后分析处理。要求温度探头有高的灵敏度和精度，分辨率不低于0.1℃。常用的传感器有热敏电阻，热电偶，半导体P-N结和压电晶体振荡器。温度探头在体表的排布方式和密度应视检测部位的大小和起伏形状而设计。如果为了电磁波的施加与温度的检测能同时进行，应采用高阻值的热敏电阻和高阻导线或采用直径小于50μ的热电偶，另一方法是用非金属的热电偶，配以极细的导线。但最好的办法是采用液晶光纤传感器，可以完全不受电磁波的干扰。这种点测温度的方式适用于检测部位或器官较小的情况，比如检测在微波照射后手指端部温度变化的情况，就可用3-5个热电偶或热敏电阻探头排布在指端周围进行动态检测。
二.采用非接触的红外辐射温度计动态检测或监测待检部位的温度变化。红外辐射温度仪是利用体表发出的远红外段热辐射进行非接触式测量的仪器，一般由红外滤光片，透镜和热敏元件(如热电堆或热释电传感器)组成。与接触式温度传感器相比，这种辐射传感器的响应时间快得多，精度也高，但易受环境热辐射的干扰。在本发明中应用时，一般也需安装多个红外探头，此时应防止相互间检测区域的重叠问题。此种方式也仅适用于检测部位或器官较小的场合。如检测在微波照射时，身体一小块皮肤的动态温度变化情况。
三.采用非接触的红外热像图技术获取待检部位红外波段的温度信息。红外热像图技术已经很成熟。相比于红外辐射温度计，它使检测的信息从点扩展到面，因而更适合检测较大面积的部位或器官的情况。主要的成像技术包括光学扫描成像和热电光导管成像。前者精度高(扫描***分辨率可达0.05-0.1℃)。但设备的结构复杂，需液氮冷却以降低检测器本身的热噪音。后者精度稍低(最大分辨率为0.1℃)。但在室温下即可操作，不需昂贵的冷却***，此外信号与视频摄像机标准兼容，因此人体的热像图和视频图可以重叠显现，给诊断定位带来方便。上述两类仪器都可直接用于本发明中作为大面积部位上温度检测的手段。但在用层析技术探测机体深处异常区域时，需要附加特别的机械转换装置，使得热像仪的摄像头和电磁波的辐射器能在检测部位上方快速地交替使用。此外，与热像仪配套的计算机应由较大数据存贮空间，以便对热像图进行图像识别等处理。
四.采用非接触的微波热像图技术获取待检部位微波波段的温度信息。微波辐射计是用来检测机体在微波范围内的热辐射信号的。人体在微波段(波长主要从30cm到1mm)的辐射能远小于在红外波段(波长主要从8μm到14μm)的辐射能。但由于微波波长相对较长，在介质中传播时的损耗较红外线小，所以机体深处有较高温度的异常区域发出的热辐射到达体表时多在微波波段，仅小部分出现在红外波段，采用微波辐射计就能捕捉到更多机体深处的不正常信息。当然，除热辐射形式外，机体深处的热还可通过传导和对流等方式传至体表，所以用红外热像图技术也可获取部分深处的温度信息，这就是前述美国专利6023637提出的所谓TTM方法也能得到机体深处信息的原因。本发明与TTM方法的最大区别首先是采用主动物理手段提高机体检测部位(或器官)的温度或放大异常组织(或区域)与正常组织(或区域)间的温差。其次是采用了下述的层析技术以准确确定机体深处异常组织(或区域)的位置和大小。这是TTM难以做到的。第三是不限于仅使用红外热像图技术，更多的情况下(尤其在探寻机体深处异常信息时)将使用微波热像图技术。在本发明中，可以采用输入端装有1-6GHz的温度特性稳定的隧道二极管的微波辐射计，其分辨率可达0.1℃。接受微波的天线可以为接触式或非接触式，前者波长较长(5-14cm)，后者波长较短(0.4-3cm)。如前所述，为了节约设备空间和简化操作，可以将接受电线设计为即可接受微波，又可发射微波的双功能器件。这样就能省掉附加的转换天线和辐射器的机械装置。
本发明公开的第三个核心技术是所谓层析技术。为了获取机体深度部位的异常区域信息，需采用特别的从体表到深处的层层分析技术(简称层析技术)，其原理和步骤如下：
1.选定好待检的机体部位(或器官)，对该部位拍摄热像图并存储在计算机中(称为图1)；
2.采用电磁波对该部位体表下一定深度(如0-3mm)内的一层组织(称为第一深度层)加热一定时间，使此层组织温度升高到一定程度，如果组织内有异常区域，由于介电特性的不同，电磁波将使异常区域和正常组织间的温差放大；
3.对该部位拍摄热像图(称为图2)，将图2与存储在计算机中的图1比较，也可将图2与在同样条件下(相同的电磁波参数和拍摄深度)预先拍摄的正常组织的热像图相比较，根据放大的温差，找出温度异常区域，并在拍摄平面上得到其尺寸和中心点的二维坐标，其深度就应在第一深度层内。如未发现温度异常区域，继续下列步骤；
4.等到该检测部位温度基本恢复正常(不一定要求完全恢复)，再次采用电磁波对该部位体表下更深深度(如0-6mm)内的一层组织(称为第二深度层)加热一定时间，使此层组织温度升高，以及将异常区域和正常组织间的温差放大；
5.对该部位再次拍摄热像图(称为图3)，将图3与存储在计算机中的图1和图2比较，也可与在同样条件下(相同的电磁波参数和拍摄深度)预先拍摄的正常组织的热像图相比较，根据放大的温差，找出温度异常区域，并在拍摄平面上得到其尺寸和中心点的二维坐标，由于在第一深度层(0-3mm)内未发现异常区域，所以这时的异常区域就应位于第二深度层的最大深度(6mm)减去第一深度层的最大深度(3mm)的范围内，也就是体表下3-6mm的深度内。如仍未发现温度异常区域，继续上述电磁波加热-拍摄热像图的步骤，直到找出异常区域的准确位置或确定此检测部位(或器官)无异常区域为止。
在实施层析技术的过程中，有几个问题需要说明：(1)如前所述，当机体深层存在温度高于周围正常组织的异常组织或区域时，该区域的热可通过辐射，传导和对流等方式传至体表，所以用普通红外热像图技术(如TTM方法)也可获取少量深处的温度信息。但是异常组织或区域与周围的温差本身就小(一般癌细胞组织与正常组织的温差约1-2℃)，在向体表传导的过程中，由于热量向周围区域的扩散和血液的流动传热，到达体表时，这种温差已经十分微小，而且显示出来的原异常组织或区域的相对高温区已经大为扩大，高温区的形状已经产生很大变化，所以即使能得到一些深层的异常信息，也十分微弱，误诊可能性较大，更难于得到异常组织或区域的准确位置，尺寸和形状。采用本发明的方法，可将深层异常组织或区域与周围组织的温差放大数倍，所以能在体表的热像图中清楚显示出来。在采用层析技术时，由于表层加热后的温度较高，原深层异常组织或区域的热传到体表后已经不能显现，所以不会影响表层热像图，不会造成表层有异常组织的错误判断。(2)由于电磁波总是从机体外向内发射，所以随着电磁波作用深度的增加，表层组织的温度也将提高，而且是越接近体表的组织，温度升高越多。这就使得层析过程中得到的各个深度层的热像图所显示的整体温度水平是渐次增高的。即前述图2的整体温度水平高于图1，而图3的整体温度水平又高于图二，依次类推。所以，异常区域越深，由于相应热像图的整体温度水平提高，热像图上反映出来的异常区域与周围组织的差别就越小。(3)在微波炉的设计中，为了使食物表层和深部受热同样均匀，充分利用了微波较发散的特点，同时使食物旋转受热。但在本发明中，为了达到准确控制微波作用深度的目的，需要避免这种散射，必须采用类似于微波治疗仪的辐射器，使微波束击中于检测部位或器官，防止能量发散。(4)如前所述，微波热像图比红外热像图更能反映机体深层的信息，所以使用层析技术探寻深部异常状况时，采用微波热像图更合理。(5)当采用微波热像图技术时，可以将接受天线设计为即可接受微波，又可发射微波的双功能器件。
上述层析技术的准确性和异常区域三维定位的精确度主要取决于电磁波加热深度控制的准确性和精度。为实现这种控制，本发明提出下列三种措施：
1.保持功率和作用时间不变，改变电磁波发射频率。如前所述，电磁波(如微波)频率越高，同样功率，作用时间和机体组织条件下，电磁波透入的深度越浅。比如分米波(460MHz)的有效深度可达7-9cm，远红外就只能对表层1-2mm的深度起作用。但要使电磁波发射装置能方便地改变发射频率并不容易。尤其是要求很精细地变换频率，技术上有一定难度。
2.保持频率和作用时间不变，改变电磁波发射功率。其它条件不变的情况下。电磁波功率越低，在组织中作用的深度越浅。由于通过改变输入交流电频率的方式精确控制和变换微波输出功率的技术已经很完善，借用到本发明中应不成问题，所以是可行的措施之一。但需要实验得到各种组织中微波作用深度和功率之间的准确关系。
3.保持频率和功率不变，改变电磁波作用时间。发明者的大量实验表明，作用时间越短，电磁波达到的深度就越浅。但深度与时间并不是线性关系，需要严格的实验才能得到各种组织中电磁波作用深度和时间之间的准确关系。下面列出部分相关试验结果。
实验参数---实验材料：新鲜的动物离体富水组织(肌肉)，微波频率：2,450MHz，最大微波功率：300W，室温：16.4℃。温度测试点(括号中为与表层的距离)：A点(0mm)，B点(7mm)，C点(14mm)，D点(21mm)，E点(28mm)和F点(35mm)。其中A点和F点是材料的表面点
实验结果---不同微波作用时间(10，20，30和40s)时，各测点的温度(℃)如下
| 检测点 | A | B | C | D | E | F |
| 初温作用10s后作用20s后作用30s后作用40s后 | 16.617.520.826.335.7 | 17.117.218.521.622.8 | 17.217.217.318.719.6 | 17.217.217.217.518.2 | 17.117.117.117.317.5 | 16.516.516.416.616.6 |
在上述实验中，每次微波作用后，都需冷却1-2分钟，使组织温度基本回到原初温值。从实验结果看，微波作用时间越短，热效应达到的深度就越浅。比如在上述实验条件下，只有作用时间达到30s以上，离表层14mm的深处才开始有明显的温度升高。另方面，即使加热40s，离表层28mm的深处也没有明显的温度改变。所以只要参数和电磁波作用方式选择得当，就能够通过仅改变作用时间，实现深层组织温度变化的准确控制。
本发明公开的第四个核心技术是热像图显示的动态变化过程的量化处理技术。由于本发明采用了特别的物理手段对机体加热，所以在加热过程中和加热完成后的一定时间内，热像图(或测点温度)都显示出明显的动态变化特征，这些特征与通常人体热像图(或测点温度)基本呈静态或仅有微弱波动的性质大不相同。掌握这些特征并采用适当的技术手段进行分析处理，将有助于更快更准确地发现机体深处的异常组织或部位。在上述用时间控制微波作用深度的实验中，可以检测到微波作用停止后各测点温度变化的部分不寻常特征。实验结果显示如下：
实验参数---实验材料：动物离体富水组织(肌肉)，微波频率：2,450MHz，最大微波功率：300W，室温：16.4℃。温度测试点(括号中为与表层的距离)
A点(0mm)，B点(7mm)，C点(14mm)，D点(21mm)，E点(28mm)和F点(35mm)。其中A点和F点是材料的表面点。
实验结果---微波作用(20，30和40s)后，在室温下各测点的温度(℃)变化如下
| 检测点 | A | B | C | D | E | F |
| 初温1.微波作用20s冷却0s后冷却10s后冷却30s后冷却60s后冷却120s后2。微波作用30s冷却0s后冷却10s后冷却30s后冷却60s后冷却120s后3.微波作用40s冷却0s后冷却10s后冷却20s后冷却30s后冷却120s后 | 16.620.818.517.816.916.426.322.120.518.016.535.726.723.120.717.0 | 17.118.518.418.317.717.521.620.219.518.817.622.821.921.520.919.8 | 17.217.317.417.317.217.318.718.818.417.917.719.619.018.618.618.5 | 17.217.217.217.117.217.117.517.417.617.517.518.218.318.118.017.7 | 17.117.117.017.117.117.117.317.217.317.117.317.517.517.417.417.1 | 16.516.416.516.616.416.316.616.516.516.616.416.616.516.616.616.5 |
从上述实验结果可以看出，随着冷却时间的延长，深层组织的温度基本没有什么变化。由于与室温的差别较大，表层组织会迅速降到接近室温的水平，而表层下的次层组织温度却下降较慢，从而形成在一定时间内次层温度反而高于表层温度的特征。随着冷却时间的继续延长，次层组织的热将逐渐传到表层，使表层温度不至于很快降至室温，而是在一段时间内始终稍高于室温。反应在红外热像图上，就会看到一种特别的动态降温过程：微波加热停止后，整个作用面积上，开始阶段温度会大幅度下降，短暂时间后，下降速率迅速减低，表面温度在较长时间内都不会完全降至室温。微波作用时间越长，这种缓慢的降温过程维持的时间就越长。如果在微波作用的大面积区域上的动态降温热像图中，发现某一小块区域与周围区域相比，温度稍高且降温更慢，而且随时间进行，该区域面积逐渐扩大，与周围区域的温差逐渐减小，这就提示我们，在此区域中心的正下方某一层次处，存在一异常组织(或区域)。这是因为它与周围组织(或区域)的温差被微波放大后形成一短暂的深层热源所致。在热像图上，这种温度异常区域的初始时刻面积越大，真实异常组织(或区域)的体积就愈大。同样的作用条件下，热像图上温度异常区域在初始时刻与周围区域的温差越大，真实的异常组织(或区域)的深度就可能越浅。在大量实验的基础上，通过动态热像图的量化处理，就能更快更准确地发现机体深处的异常组织或区域。这种量化处理应通过编制软件，让计算机自动进行，其主要内容有
1.采用图像处理技术，在降温过程中，通过对电磁波(或超声波)作用区热像图的快速祯扫描和行扫描，获得区域中各点温度变化的动态数据。
2.对这些数据进行分析，找出温度异常区域。
3.锁定温度异常区域及周围小块区域，进行更精确的扫描，获得更准确的动态数据。
4.对这些数据进行分析，找出温度异常区域的温度变化特征(与周围区域的动态温度梯度，温度变化速率，中心点与边缘的最大温差等)和区域形状变化特征(动态面积，扩张速度，中心点位置变化等)。
5.根据计算机内存的实验数据和曲线，判定异常组织的原始体积和深度。
本发明较适合于对高危人群的早期癌变普查和其它一些用X射线难于早期发现的病变检测。它只需对人体易患病部位进行一次较深层次的电磁波(如微波)或超声波的加热，然后用热像图观察随后的冷却过程，就能大致确定是否有异常及异常组织可能的大小和深度。一旦得到这种信息，即可用同一设备采用前述的层析技术作进一步探查，得到更准确地癌变组织的大小和深度。然后可到医院通过CT，活检或生化等手段得到最后结论。从而以此提高普查检出率，减轻病人承受不必要X射线辐射的风险并降低诊断费用。
(四)、附图说明
图1是本发明实施例的结构示意图。
图2是微波发生器的电路原理图。
图中：1-外壳、2-中央芯片、3-测温元件、4-微波发生器、7-预设温度单元、8-微波功率调节单元、9-时间调节单元、10-显示屏、11-显示屏控制单元、12-显示灯、13-电源开关、14-保险盒、15-冷却风扇、16-电源插口、17-检测孔、18-红外热像温度探头、19-微波波导管、20-绝缘膜、21-挡块、22-半导体预热-预冷管、23-网状孔、24-计算机接口、25-机箱支撑脚、26-控制程序及发送执行命令单元、27-数据处理及存储单元、28-A-D转换及放大电路、29-直流电源线路、30-数据显示控制电路、31-冷却风扇控制电路、32-预设温度调节电路、33-时间调节电路、34-功率调节电路；
4-微波发生器、41-磁控管、42-大容量电容、43-高压包、44-电阻、45-电容、46-二极管、47-外加交流电源、48-变压器器铁芯、49-接地符号、50-电源开关、51-线圈。
(五)、具体实施方式
本发明的实施例参见图1，这种动态检测机体参数的医用检测分析仪，外壳1上有电源插口16、电源开关13、检测孔17、显示屏10、指示灯12和计算机接口24，外壳内包括以下主要部分：
微波加热元件4：是由包括磁控管41、高压包43和大容量电容42组成的微波发生器，用于提供加热被检测皮肤及深层组织的热源。微波加热元件4的实施例参见图2，图中41是磁控管，42是高容量电容器，43是高压包(即能产生高压的变压器)，44是电阻，45是电容，46是二极管，47是外加交流电源，48是变压器器铁芯，49是接地符号，50是电源开关，51是线圈。其中关键部件是磁控管，是由圆柱形阴极和同轴阳极组成的真空二极管。可以要求专业生产厂家按自己需要的参数加工生产。如市场上有现存合适的磁控管，也可直接购买。如日本松下的产品(型号：2M210-M1系列)。高压包也是这样，可以请专业厂家按要求特制。电容器可直接按参数要求购买。上述微波加热元件也可以由包括天线、微波接收和控制电路组成的微波发生器，是将接收到的空中电磁波转换而成的，用于加热被检测皮肤及深层组织的微波加热元件。上述微波加热元件可以选择微波发生器、与体表接触的温度传感器、红外辐射温度计、非接触的红外热像仪或非接触的微波热像仪。上述红外辐射温度计为只发射微波的辐射器，或即可发射微波，又可接受微波的双功能辐射器。
微波波导管19：垂直于外壳，微波波导管内端与微波加热元件连接，外端管口透过外壳向外，微波波导管外壁套有半导体预热-预冷管22，微波波导管内壁覆有绝缘膜20，并设有提示手指伸入检测孔恰当深度的挡块21，形成允许手指***的检测孔17，用于引导微波直接作用于皮肤及深层组织；上述微波波导管可以是矩形管、圆形管或马鞍形管，管壁厚为0.1-10毫米的任意值，微波波导管与皮肤的接触面是管内或管端边缘。
测温元件3：用于温度监控和向中央芯片传输温度变化特征值，外接的红外热像温度探头18设于微波波导管里端，稍突出于管内壁。
冷却风扇15和外壳上的网状孔23：用于降温，以免影响下一次检测结果。
中央芯片2：用于存储可编控制程序，发送执行命令及自动进行检测数据对比、计算和处理，其中包括连接半导体预热-预冷管22的控制程序及发送执行命令单元26、数据处理及存储单元27、A-D转换及放大电路28、直流电源线路29、数据显示控制电路30、冷却风扇控制电路31，预设温度调节电路32与预设温度单元7连接，用于设置和增减调节预设温度；时间调节电路33与时间调节单元9连接，用于调整微波加热时间的长短；功率调节电路34与微波功率调节单元8连接，用于调节输入的微波强度。
半导体预热-预冷管22的作用是当被测机体初始温度与预设温度不同时，通过适当加热或降温，使手指温度达到预设温度。由于机体与半导体预热-预冷管之间仅相隔一层微波波导管和一层很薄的绝缘膜，所以机体温度容易在较短时间内被调整到需要值。
与显示屏10连接的显示屏控制单元11：与中央芯片中数据显示控制电路30的输出端口连接，用于显示检测值和检测时间。
本发明的检测仪可以是台式、便携式或手持式，其中央芯片可以与时钟和/或手机的数据存储元件连接，在检测完成后，存储在中央芯片中过去一段时期内的检测结果，可通过手机发送到医院或给家人供参考。
这种动态检测机体参数的方法，其步骤是：预先建立用常规方法检测的机体参数值与机体温度变化值的对应关系式，将测温元件和微波加热元件分别施加于机体检测部位，然后动态检测或监测该机体部位的温度变化，获取待检部位微波波段或红外波段的温度信息，检测机体检测部位的温度与相邻正常区域之间的温差，将检测值与对应关系式比较，得出机体参数值。
上述微波加热元件发射电磁波的波长从100m到0.76μm，尤其是从1m到1mm的范围；超声波的频率从20kHz到20MHz，尤其是从100kHz到10MHz的范围。
上述电磁波或超声波的功率小于300W，作用时间短于60分钟。
上述微波加热元件先作用于待检测部位、组织或器官，当达到理想的温度或组织间温差时，立即用测温元件开始温度检测或监测。如果需要得到机体组织的动态信息，上述两步过程可以反复进行，特别情况下，如温度传感器不受电磁波干扰，则上述分为两步的过程可以同时进行。
图1显示的是根据本发明提出的方法设计的一种可以无创检测血糖的***，它的核心部件有三：即微波发生器，红外热像传感器和中央芯片。图中1是外壳，2是中央芯片，中央芯片的主要功能是存储可编控制程序，发送执行命令及自动进行检测数据对比、计算和处理，其中包括控制程序及发送执行命令单元26；数据处理及存储单元27；A-D转换及放大电路28；直流电源线路29；数据显示控制电路30；冷却风扇控制电路31；其预设温度调节电路32与预设温度单元7连接，用于设置和增减调节预设温度；其时间调节电路33与时间调节单元9连接，用于调整微波加热时间的长短；其功率调节电路34与微波功率调节单元8连接，用于调节输入的微波强度。图中3是负责温度监控和传输温度数据的测温元件，它与A-D转换及放大电路相连，后者与数据处理及存储单元相连。数据显示控制电路与数据处理及存储单元相连，11是显示屏控制单元，它与数据显示控制电路相连。中央芯片中的直流电源线路29主要用于提供各单元所需工作电压和电流。微波发生器4由磁控管41，高压包(高压变压器)43和大容量电容42组成，负责产生选定功率和时间的微波。10是液晶显示屏，用于显示检测得到的血糖浓度，检测时间和以往检测数据等内容。12是显示灯，当微波发生器启动时，此灯将闪烁，提示正式检测已开始.检测完成后，此灯自动熄灭。13是电源开关，14是保险盒，当外加电流过载时，可自动融断以保护整个设备。15是与冷却风扇控制电路31相连的冷却风扇，其作用是在一次检测完成后对微波发生器降温，以免下一次检测前较高的设备温度影响检测结果。风扇进风口设在机箱侧壁，风扇气流正对微波发生器，气流出口设在进风口对面的侧壁。16是固定在机箱上的连接外电源的电源插口。17是检测孔，其内径大小应使人的手指刚好***，不太紧也不太松.可设多种型号，以适合于从儿童到有特别粗大手指的成人使用。检测孔深度可在5-50毫米内选择。18是设置在检测孔上的红外热像温度探头。探头方向不必垂直于孔内表面，探头与手指保持一定距离，探头得到的温度数据转换为电信号后直接传到测温元件3中进行处理。19是金属制成的管，管截面最好为园型，管内径应稍大于检测孔，管壁厚可在0.1-10毫米内选择。管的作用类似于波导管，可以引导微波发射(传导)方向，使磁控管4发出的微波主要作用于检测孔中的物质或介质(即手指前端的人体组织)。20是绝缘膜，其作用是绝缘隔离手指与波导管金属，以防止微波作用下两者之间的放电，造成患者有被电击的感觉(虽然很轻微)，绝缘膜必须用不吸收微波的材料(如橡胶、塑料)制成，以免微波加热时烫伤手指，同时影响温度检测准确性。21是手指档板，其作用是提示仪器使用者手指伸入检测孔的恰当深度。22是半导体预热-预冷管，其作用是当手指初始温度与预设温度不同时，通过适当加热或降温，使手指温度达到预设温度。由于手指与半导体预热-预冷管之间仅相隔一层金属的波导管和一层很薄的绝缘膜，所以手指温度容易在较短时间内被调整到需要值。23是机箱壁上作为冷却风扇气流出口的网状孔，其位置设计使得微波发生器，半导体预热-预冷管和检测孔内的温度都能尽快下降达到室温。24是计算机接口，通过它可以实现检测仪和外接计算机之间的数据或信息交流。25是机箱支撑脚。
该检测仪的工作原理和过程描述如下：当被检测手指伸入检测孔17，指尖触及手指档板21后，开动电源启动开关13，中央芯片2发出指令，让测温元件3开始通过红外热像温度探头18检测手指端部皮肤各点的初始温度，检测结果通过3传到2后，计算出平均温度并与储存在2中的预设温度相比较，如有差别，中央芯片2将发出指令，启动半导体预热-预冷管22，在红外热像温度探头18的监控下，决定预热或预冷的时间长短，并考虑皮下深度组织的温度均衡问题，直到确认整个指端的温度已完全达到预设温度为止。此时中央芯片2将发出正式检测的指令，让微波发生器4按预先设定的功率，频率和作用时间开始发送微波，同时检测显示灯12开始闪烁。微波通过微波波导管19被引向手指，测温元件3开始(或等微波作用停止后)通过红外热像温度探头18监测手指各点温度的变化，并将数据传输到中央芯片2进行存储。微波加热停止后，检测显示灯12熄灭。但温度监测仍可能持续一定时间以获得更多的数据。中央芯片2将对所有存储的数据进行分析处理，按预定程序与内存信息作出比较和计算，最终得到手指毛细管全血血糖浓度值，并通过液晶显示屏10显示。检测完成后，手指退出检测孔17，中央芯片2将给出指令，启动冷却风扇15，吹送空气冷却仪器，直到检测孔内红外热像温度探头18测量得到的数值与室温相等为止。冷却风扇停止后，关掉电源开关。等待下一次检测。检测仪使用者可通过接口24，调出存储在中央芯片中过去一段时期内的若干检测结果，转存在计算机中或送到医院供参考。
本发明的检测仪器能够在医学检测上找到很多应用，下面是部分实例。
应用实例一“通过微波改变机体某一部位或器官温度的方式进行无创式血糖值的检测”
本发明提出了一种无创检测的方法，能够基本克服有创检测的缺点。
众所周知，体液中的葡萄糖正常含量为(空腹)3.9-6.1mmol/L(或70-110mg/dL)。7.0-8.4mmol/L为轻度增高，8.4-10.1mmol/L为中度增高，如＞10.1mmol/L为重度增高。当空腹血糖水平≥7.0mmol/L且随机水平≥11.1mmol/L或耐糖实验后2小时后≥11.1mmol/L即为糖尿病阳性。血糖水平由胰岛素和胰高血糖素所调节，前者使血糖降低，后者使其升高。所以正常情况下，人体血糖水平能被控制在一定范围。饭后1-2小时，高糖饮食或情绪激动时血糖都可能出现暂时增加，均属于正常生理性升高。
由于葡萄糖分子不大，具有偶极矩，浓度相对较高，所以对外加电磁场的反应敏感。对组织在电磁场作用下的产热效应贡献较大。因而当其它条件(外加电磁场场，作用部位，热传导条件，身体状况等)基本不变时，加热导致的温度变化特征就主要和加热时刻的血糖浓度相关。发明者的大量实验已证实了这一结论。
下面给出采用本发明的仪器和上述检测仪样机进行血糖测试得到的部分结果。测试参数如下：电磁波频率2，450MHz，最大功率150W，最大功率密度：850mW/cm2，最长作用时间5Min。温度测量精度+/-0.1℃，预设温度23℃。波导管外直径15mm，检测孔内径12mm。总温度探头数3。
标定对比采用通常的有创血糖检测仪，其型号为罗康全TM活力型(ACCU-CHECK)血糖检测仪。需血量1-2微升，检测试纸为葡萄糖氧化酶试纸。数据存储量200个。血糖显示单位：mmol/L，在下面的实验数据中用G表示
检测对象：A、(血糖正常男性，47岁)；
B、(II型糖尿病患者，男，55岁)；
C、(糖耐量减退者，男，52岁)
检测方式一：饭前空腹和饭后一段时间，用两种方法(即本发明的仪器和作为标定对比的葡萄糖氧化酶方法)同时检测受试者血糖。
检测方式二：完全按葡萄糖耐量试验(OGTT)规则进行。即在不限制饮食和正常体力活动2-3天后的清晨(上午)进行，之前应避免使用影响糖代谢的酒精和药物，试验前禁食至少10小时(但其间可以饮水)。先同时进行空腹下两种方法(即本发明方法和作为标定对比的葡萄糖氧化酶方法)的血糖检测。再让受试者饮用含75克葡萄糖粉(或82.5克单糖)的水溶液250-300毫升，要在5分钟内饮完。服糖后的1小时和2小时，用两种方法同时检测受试者的血糖。
温度特征参数(均为3个探头的平均值)
(1)、微波加热停止后1分钟温度T60S(℃)
(2)、微波加热停止后2分钟温度T120S(℃)
(3)、微波加热停止后2分钟内的最高温度Tmax(℃)
(4)、微波加热停止后2分钟内的温度增长速率K(℃/s)＝(Tmax-T0)/(tmax-t0)其中：
T0，tmax和t0分别代表检测起始时刻的温度，最高温度出现时刻和检测起始时刻。
检测结果罗列于下：
检测方式一 受试者A
| 饭前2小时 | 饭前0.5小时 | 饭后1小时候 | 饭后2小时 | 饭后4小时 | |
| G(mmol/L)T60S(℃)T120S(℃)Tmax(℃)K(℃/s) | 5.625.524.825.80.042 | 5.225.024.725.60.038 | 7.029.629.229.70.107 | 6.525.824.725.80.042 | 5.725.324.625.80.042 |
受试者B：
| 饭前2小时 | 饭前0.5小时 | 饭后1小时候 | 饭后2小时 | 饭后4小时 | |
| G(mmol/L)T60S(℃)T120S(℃)Tmax(℃)K(℃/s) | 8.331.429.231.60.138 | 8.131.528.831.60.138 | 12.541.433.341.40.302 | 11.940.633.040.80.292 | 11.840.832.740.80.292 |
检测方式二：受试者A
| 空腹服糖前 | 服糖后0.5小时 | 服糖后1小时 | 服糖后2小时 | |
| G(mmol/L)T60S(℃)T120S(℃)Tmax(℃)K(℃/s) | 5.125.224.525.50.037 | 7.329.729.229.80.108 | 8.232.030.132.00.145 | 7.429.629.029.80.108 |
受试者C
| 空腹服糖前 | 服糖后0.5小时 | 服糖后1小时 | 服糖后2小时 | |
| G(mmol/L)T60S(℃)T120S(℃)Tmax(℃)K(℃/s) | 7.530.029.230.00.112 | 8.332.732.032.90.160 | 10.238.634.538.60.255 | 11.039.034.939.20.265 |
从上述检测结果可以看出，用本发明仪器所得到的温度特征数据与常规葡萄糖氧化酶法得到的血糖值随时间的变化有完全一致的增减趋势。反应敏感，足以作为新的血糖表征值。但二者之间不是线性关系，不太可能用一个简单的数学解析式表出。而应该用一个非线性的经验公式或曲线来描述。这需要做更多的实验，并通过统计分析后才能得出。图1显示的检测仪是采用红外热像温度探头检测指端个别点的温度。还可采用小型热像仪监测整个指头端部的温度变化情况，以此提高检测的准确性和精度。
本发明仪器的应用实例二“通过微波放大不同组织或区域间温差的方式，有利于探测出机体深处的癌变信息”。
本发明的仪器开辟了一种全新的机体参数探测思路，本发明能在此方面得到应用的理论根据是(1)、肿瘤组织的结构异形性决定其恶性程度。异形性越高，癌组织分化程度越低，其间质血管越丰富而***越少，生长越迅速，预后越差。所以，恶性癌组织的血管增生越多，含水率就越高，如前所述，在合适的电磁波(如微波)的作用下，其热效应就越显著。(2)、机体的病理变化总是代谢改变在先，形态结构改变在后。恶性肿瘤组织的代谢活动异常活跃，会比正常组织需要更多的葡萄糖，因此，它的葡萄糖浓度也就高于其他组织。鉴于此，在肿瘤发生的早期，很多形态学影像检查未发现机体异常改变时，葡萄糖代谢显像就可“报警”了。目前，一项新兴的葡萄糖代谢显像技术即是将放射性核素与葡萄糖合成到一起，成为具有放射性的葡萄糖，将它注入人体内后，用探测仪器在体外接收放射信号，并进行图像处理，就可以得到放射性葡萄糖在人体内的分布图。它可反映人体各部葡萄糖代谢的情况。可用于诊断很多类型的肿瘤。但由于检查费用较高，不能作为肿瘤诊断的初筛性检查。一般在临床高度怀疑而常规影像学检查又未发现病灶等情况下，使用才较为合适。从前述第一个实例可以看出，葡萄糖浓度与微波作用下的热效应呈正相关关系。所以不必使用放射性核素，采用本发明提出的方法，就可达到类似的效果。(3)、大量的医学实验表明，使用电磁波治疗癌变组织时，可使癌细胞比周围正常组织的温度高5-10℃，同时由于结构的异常，这些热又不能迅速的传出，导致癌变组织内热量的累积，温度可达40℃以上。
综上所述，癌变组织在合适的电磁波(如频率和功率密度在一定范围的微波)作用下，与周围组织或区域的微小温差能够被明显地放大，在机体深处形成一个暂时的热源。采用前述层析技术和/或热像图量化处理技术对此热源导致的区域温度变化进行检测，就可能得到该区域深处可能有早期癌变组织的信息。下列实验初步验证了这种方法的可行性。
实验材料----在新鲜的离体动物富水组织(肌肉)中，用注射器在距表层25mm深处人为形成一个富含血液区(体积约2×2×2mm3，以模拟癌变区域。血液中葡萄糖浓度稍高于人体正常值(为12mmol/L)。
实验参数----微波频率：2,450MHz，微波功率：300W，室温：16.5℃。温度测试点(括号中为与表层的距离)：A点(0mm)，B点(7mm)，C点(18mm)，E点(32mm)，F点(40mm)和模拟癌变组织点M(25mm)。其中A点和F点是材料的表面点。
实验结果----微波作用50s后，在室温下各测点的温度(℃)变化如下
| 检测点 | A | B | C | M | E | F |
| 初温 | 16.6 | 17.1 | 17.2 | 17.2 | 17.1 | 16.5 |
| 冷却0s后冷却10s后冷却20s后冷却30s后冷却120s后冷却180s后 | 40.530.725.321.617.817.1 | 28.926.925.424.823.720.9 | 22.221.720.920.720.320.0 | 23.523.022.121.521.220.1 | 17.917.817.517.417.617.3 | 16.716.416.616.516.416.5 |
从此实验结果可以看出，在模拟癌变组织点M处出现了温度异常，微波作用后，该点组织与更浅层组织(相距7mm)的温度差可达1.3℃，与更深层组织(相距7mm)的温差可达5.8℃。一直到冷却3分钟后，这种温度差依然十分明显，这就为采用红外或微波热像图量化处理技术分析机体反映出来的温度变化特征，从而可能得到深处早期癌变组织的信息。发明者采用美国手持式FLIR1红外热像摄影仪、对微波加热后的材料表面进行连续观察，的确看到冷却过程中，相对于M点正上方的表层存在一温度稍高区域，直径由开始时的10-15mm逐渐扩大，同时与周围的温差逐渐减小，约11分钟后改区域才完全消失。如果采用更精确的热像仪，应该得到更清晰的区域图，并且可以通过采用层析技术检测出M点的准确深度。
应用实例三“通过考察骨组织热传导的方式有利于探测出诊断缺血性骨坏死”的信息。
缺血性骨坏死又称无血管性骨坏死或无菌性骨坏死，是引起髋关节疼痛和功能障碍的最常见原因之一。此外，手掌的月骨坏死也较常见，又称为Kienbock病。常见于青壮年中以腕部用力的劳动者，如洗衣工，纺织工或风镐手。是由于长期慢性的损伤导致了月骨的血液循环障碍，最后产生缺血性坏死。其临床起病缓慢，早期仅有腕部疼痛和无力，稍休息即可缓解，难引起注意。X射线检测在早期阶段无效，只有在发病数月，已有明显坏死后才显示月骨密度的增高和外形的一些变化。其他检测手段(如CT和超声波)，在发病早期也无能为力。本发明的仪器可以检测早期骨坏死，以掌月骨为例，其步骤是：
1.选择合适参数的超声波(如频率1-3.2MHz，辐射强度0.1-0.2W/cm2)和直径0.5-1.0cm的声头，对准发病手一侧(如手心面)的月骨部位发射超声波。作用时间不超过5分钟。耦合剂选择声阻与人体软组织接近的材料(如水，蓖麻油和乳化剂混合成的乳化液)。
2.超声波发射的同时或稍后一段时间，在手掌的另一侧(如手背面)用热像仪监测月骨区域的温度变化。
3.采用前述热像图量化处理技术分析月骨区域温度变化的动态特征(如温度变化速率，月骨中心点温度变化和位置变化等)。
4.建立正常月骨区域热传导模型，通过实验建立正常的温度变化数据库。
5.将患者月骨区域温度的动态变化特征和计算机内存的正常数据比较，确定月骨血液障碍程度，提供相应资料供医生参考。
理论依据如下：(1)、超声的热效应主要是组织吸收声能的结果。人体内不同的组织对声能的吸收特性相差较大。一般而言，越致密的组织，超声的热效应越强。尤其以骨组织最显著，其次是***，脂肪和血液最弱。(2)、由于肌肉和骨骼的声阻相差较大，超声波在骨膜-骨界面上反射和衰减严重，难以穿透骨骼，而是在界面附近形成局部的高温区。实验表明，用1MHz，1W/cm2的超声，可在界面1cm的范围内产生高于周围5-7℃的温度区。(3)、这种骨表面的异常的高温将导致向骨内传播的热流，最终会通过月骨和肌肉传到表面，使手掌的热像图上出现相应的温度异常区域。(4)、月骨内的血液循环有助于上述热流的传导，但对已坏死的，无血管的骨质，热传导的速率要明显低于正常组织。所以骨中坏死组织的比例就能通过对热像图上相应区域温度变化的量化得到。
如前所述，人体乏水组织(尤其是骨骼)对微波的吸收很弱，微波可以很容易穿透骨骼而较少产生热效应，虽然可在肌肉中被吸收，但在骨与肌肉的界面难有热的累积。所以在涉及骨骼疾病的检测中，多采用超声波而不是微波来加热。下面的实验一定程度上证实了这种检测的可行性。
实验参数---实验材料：新鲜的动物离体含骨富水组织(肌肉)，超声频率：1MHz，最大功率：250W，辐射强度0.5W/cm2，室温：16.8℃。温度测试点(括号中为与表层的距离)A点(0mm)，B点(10mm)，C点(28mm)，D点(55mm)，材料中骨与表层的距离是30-43mm。其中A点和D点是材料的表面点。
实验结果---超声波作用240s后，在室温下各测点的温度(℃)变化如下
| 检测点 | A | B | C | D |
| 初温冷却0s后冷却10s后冷却30s后冷却60s后冷却120s后 | 17.117.317.217.416.816.4 | 16.116.517.017.317.117.2 | 15.820.319.619.018.418.0 | 17.217.417.717.316.716.6 |
从实验结果看，C点温度出现异常，这正表明处于骨和肌肉界面附近的区域会出现热的累积。此暂时性的深层热源将会逐渐向周围发送热流，导致周围区域温度的上升，即使在材料表面也反映出轻微的温度升高，所以采用精确的热像图技术就可能从这些蛛丝马迹获得软组织下骨骼的信息。
本发明的仪器还可在医学检测中得到其它类似的应用，如肺癌的X射线平片中出现的阴影容易与肺结核球混淆，造成误诊。如采用本发明的仪器检测，则不会有此情况发生。这是因为当采用电磁波(微波)作用时，肺癌组织有明显的温度升高，而钙化的结核球则不会。当采用超声波作用时，正好反过来，结核球温度会升高，肺癌组织没有反应。总之，本发明的优点在于：检测过程无创而快速，设备较简单，检测费用较低，与X射线和CT等相比，对人体的辐射要小得多，与TTM相比，有利于确定病变区域的形状和位置。
Claims (10)
1.一种动态检测机体参数的方法，其特征在于：预先作出正常机体待检部位温度变化值与机体参数的对应经验关系式；将微波加热元件和测温元件分别施加于机体检测部位，然后动态检测或监测该机体部位的温度变化，获取待检部位微波波段或红外波段的温度信息，检测机体检测部位的温度与相邻正常区域之间的温差，将检测值与对应经验关系式相比较，得出被测机体参数值。
2.根据权利要求1所述的动态检测机体参数的方法，其特征在于：上述微波加热元件发射电磁波的波长从100m到0.76μm，尤其是从1m到1mm的范围；超声波的频率从20kHz到20MHz，尤其是从100kHz到10MHz的范围。
3.根据权利要求2所述的动态检测机体参数的方法，其特征在于：上述电磁波或超声波的功率小于300W，作用时间短于60分钟。
4.根据权利要求1所述的动态检测机体参数的方法，其特征在于：上述微波加热元件先作用于待检测部位、组织或器官，当达到理想的温度或组织间温差时，立即用测温元件开始温度检测或监测。
5.一种动态检测机体参数的医用检测分析仪，其特征在于：外壳上有电源插口、电源开关、检测孔、显示屏、指示灯和计算机接口，外壳内包括以下主要部分：
微波加热元件：是由包括磁控管、高压包和大容量电容组成的微波发生器，用于提供加热被检测皮肤及深层组织的热源；
微波波导管：垂直于外壳，微波波导管内端与微波加热元件连接，外端管口透过外壳向外，微波波导管外壁套有半导体预热-预冷管，微波波导管内壁覆有绝缘膜，并设有挡块，形成检测孔，用于引导微波直接作用于皮肤及深层组织；
测温元件3：用于温度监控和向中央芯片传输温度变化特征值，外接的红外热像温度探头设于微波波导管里端，稍突出于管内壁；
冷却风扇：用于降温，以免影响下一次检测结果；
中央芯片：用于存储可编控制程序，发送执行命令及自动进行检测数据对比、计算和处理，其中包括连接半导体预热-预冷管的控制程序及发送执行命令单元、数据处理及存储单元、A-D转换及放大电路、直流电源线路、数据显示控制电路、冷却风扇控制电路，预设温度调节电路与预设温度单元连接，用于设置和增减调节预设温度；时间调节电路与时间调节单元连接，用于调整微波加热时间的长短；功率调节电路与微波功率调节单元连接，用于调节输入的微波强度；
与显示屏连接的显示屏控制单元：与中央芯片中数据显示控制电路的输出端口连接，用于显示检测值和检测时间。
6.根据权利要求5所述的动态检测机体参数的医用检测分析仪，其特征在于：上述检测仪是台式、便携式或手持式，其中央芯片与时钟和/或手机的数据存储元件连接，在检测完成后，存储在中央芯片中过去一段时期内的检测结果，可通过手机发送到医院或给家人供参考。
7.根据权利要求5所述的动态检测机体参数的医用检测分析仪，其特征在于：上述微波加热元件是由包括磁控管、高压包和大容量电容组成的微波发生器，或由包括天线、微波接收和控制电路组成的微波发生器。
8.根据权利要求5所述的动态检测机体参数的医用检测分析仪，其特征在于：上述微波加热元件是温度传感器、红外辐射温度计、红外热像仪或微波热像仪。
9.根据权利要求8所述的动态检测机体参数的医用检测分析仪，其特征在于：上述红外辐射温度计是只发射微波的辐射器，或即可发射微波，又可接受微波的双功能辐射器。
10.根据权利要求5或8或9所述的动态检测机体参数的医用检测分析仪，其特征在于：上述微波波导管是矩形管、圆形管或马鞍形管。
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