阅读说明：本技术 用于表征、诊断并治疗患者的健康状况的系统和微管导电率以及其使用方法 (System and microtubule conductivity for characterizing, diagnosing and treating a health condition of a patient and methods of use thereof ) 是由 弗雷德里科·佩雷戈·科斯塔 达 席尔瓦 弗拉维奥·苏亚雷斯·科雷亚 杰克·亚当·图辛斯基 安东 于 2018-10-12 设计创作，主要内容包括：披露了一种用于通过将由处理系统同步的血液动力学参数(Hdp)监测系统和射频发生器集成来治疗癌症的系统和方法。该系统能够标识患者在暴露于低能量调幅电磁场频率时的健康状况特异性Hdp变化值改变。经调制频率的暴露影响患者的细胞功能(如微管导电率)或功能障碍并且可以为该患者提供治疗效果以及预测和预后效果两者,从而提供对特定小病或疾病(如肝细胞癌)的治疗以及关于该治疗可能具有的有效性的预测结果两者。频率文库的构建可以用于通过具体地针对患者自动调谐治疗方案来更高效且有效地诊断并治疗该患者的健康状况。(A system and method for treating cancer by integrating a hemodynamic parameter (Hdp) monitoring system synchronized by a processing system with a radio frequency generator is disclosed. The system is capable of identifying a change in a health-specific Hdp change value of a patient when exposed to a low-energy amplitude-modulated electromagnetic field frequency. Exposure to the modulated frequency affects cellular function (e.g., microtubule conductivity) or dysfunction in the patient and can provide both a therapeutic effect and a predictive and prognostic effect for the patient, thereby providing both treatment of a particular ailment or disease (e.g., hepatocellular carcinoma) and a predictive outcome as to the effectiveness that the treatment may have. The construction of a frequency library can be used to diagnose and treat the health condition of a patient more efficiently and effectively by automatically tuning the treatment regime specifically for that patient.)

用于表征、诊断并治疗患者的健康状况的系统和微管导电率 以及其使用方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2018年6月27日提交的美国临时申请号62/690,709、于2018年6月21日提交的美国临时申请号62/688,296、于2018年6月21日提交的美国临时申请号62/688,282、以及于2017年10月13日提交的美国临时申请号62/572,170的优先权，这些美国临时申请中的每一个通过援引并入本文。

发明内容

健康设备图谱(Hdp)监测仪或能够记录血液动力学或心脏电活动的任何其他设备都可以用来感测并监测各种Hdp值。各种Hdp值可以用于诊断患者的心血管状况。通常结合心电图(ECG)进行的Hdp测量可以包括对每搏输出量(SV)、每搏指数(SI)和心输出量(CO)的测量。指出这种测量以用于患有心脏病症(如心力衰竭、高血压、冠状动脉疾病和心包疾病)以及阻塞性肺和胸膜疾病和肾功能不全的患者的诊断和治疗。

还可以使用涉及测量心率指标的心电描记法来测量由控制心脏腔室的扩张和收缩的电信号生成的生物电位。

心率变异性(HRV)是心跳之间的时间间隔期间的生理现象变化。它通过心跳到心跳间隔的变化来测量。其他术语也已用于描述连续心脏周期中的振荡，如心动周期变异性、R波R波变异性和R波R波间隔(R-R间隔或RRI)血流速度图。用于标识心率变异性(HRV)变量的示例过程包括RRI值记录、计算机数字化、伪影标识、HRV数据编辑、HRV间隔排斥、HRV数据排序和插值以及针对时域心率变异性和频域心率变异性的采样。

以上技术的概述可以例如在欧洲心脏病学会和北美起搏与电生理学学会工作特别小组(Task Force of the European Society of Cardiology and the NorthAmerican Society of Pacing and Electrophysiology)欧洲心脏期刊(European HeartJournal)17(1996)第354-381页中找到。

采用以上技术中的一种或多种的一些常规系统可以使用户能够诊断患者体内存在或不存在肿瘤细胞生长或癌症。在一些情况下，也可以鉴定出细胞生长或肿瘤的标识。然而，这种系统缺乏采用测量的Hdp值和HRV来确定癌症或患者的任何其他形式的健康状况的具体类型的能力。

在实施例中，一种用于诊断患者的健康状况的系统可以包括ECG监测系统，该ECG监测系统被配置成检测、测量并存储该患者在基础或非暴露时间段期间展现出的RRI值的多个第一值以及该患者在暴露时间段期间或之后展现出的RRI值的多个第二值，在该暴露时间段中，该患者暴露于低能量电磁载波输出信号。该系统可以进一步包括：电力驱动的发电机，该电力驱动的发电机被适配成被致动以生成这些低能量电磁载波输出信号，以用于在该暴露时间段期间将这些低能量电磁载波输出信号暴露于或施加于该患者；以及处理系统，该处理系统可以被配置成使该ECG监测系统和该电力驱动的发电机同步。在一些实施例中，该处理系统可以在该ECG监测系统内部或外部。在一些实施例中，该处理系统可以被配置成感测并标识特定电磁场调幅频率中的一个或多个。该系统可以进一步包括接口控制器，该接口控制器可以与该ECG监测系统和该电力驱动的发电机可操作地通信。在一些实施例中，该ECG监测系统可以测量一个或多个RRI值、计算一个或多个HRV值、记录一个或多个HRV变化值、标识一个或多个特定电磁场调幅频率或其组合。在一些实施例中，该处理系统可以将该一个或多个HRV值与智能学习文库和该电力驱动的发电机集成。在一些实施例中，该系统的这些低能量电磁载波输出信号可以包括在约0.01Hz到约150kHz的范围内的调幅频率。

在一些实施例中，一种ECG监测系统可以被配置成检测、测量并存储一个或多个替代患者在基础或非暴露时间段期间展现出的RRI值的多个第一值以及该一个或多个替代患者在暴露时间段期间或之后展现出的RRI值的多个第二值，在该暴露时间段期间，该一个或多个替代患者暴露于低能量电磁输出信号。在一些实施例中，该系统可以包括电力驱动的发电机，该电力驱动的发电机被适配成被致动以生成低能量电磁载波输出信号，以用于在所述暴露时间段期间将这些低能量电磁载波输出信号暴露于或施加于这些替代患者。该系统可以进一步包括处理系统，该处理系统被配置成使该ECG监测系统和该电力驱动的发电机同步，其中，该处理系统可以在该ECG监测系统内部或外部。在一些实施例中，该处理系统可以被配置成感测并标识特定电磁场调幅频率中的一个或多个。在另外的实施例中，该系统可以包括接口控制器，该接口控制器与该ECG监测系统和该电力驱动的发电机可操作地通信。在一些实施例中，该ECG监测系统可以被配置成测量一个或多个RRI值、计算一个或多个HRV值、记录一个或多个HRV变化值、标识一个或多个特定电磁场调幅频率或其组合。该处理系统可以将该一个或多个HRV值与智能学习文库和该电力驱动的发电机集成。在一些实施例中，这些低能量电磁载波输出信号可以包括在约0.01HZ到约150kHz的范围内的调幅频率。

在一些实施例中，一种用于诊断患者的健康状况的系统可以包括血液动力学参数(Hdp)监测系统，该Hdp监测系统可以被配置成检测、测量并记录患者在暴露时间段期间展现出的多个血液动力学参数中的每一个的多个第一值，其中，该暴露时间段可以包括该患者暴露于电磁频率信号中的一个或多个的时间段。该系统可以进一步包括电力驱动的频率发生器，该电力驱动的频率发生器被适配成在该暴露时间段期间生成一个或多个电磁频率信号，其中，该一个或多个电磁频率信号可以被配置成影响细胞功能。该系统可以进一步包括处理系统，该处理系统可以被配置成：使该Hdp监测系统和该频率发生器同步；自动调谐载波信号以调整递送到该患者的前向能量；并且通过调制该载波信号的幅度以产生经调幅电磁频率信号来指示该频率发生器将该患者暴露于该一个或多个电磁频率信号中的每一个。在一些实施例中，该经调幅电磁信号可以在10Hz到1,000Hz的范围内选择。在另外的实施例中，该细胞功能可以是微管导电率。在另外的实施例中，该多个血液动力学参数可以包括以下各项中的一项或多项：RR间隔、心率、收缩压、舒张压、中值血压、脉压、每搏输出量、心输出量和总外周阻力。在一些实施例中，该处理系统可以被配置成基于该多个血液动力学参数中的每一个的至少该多个第一值，致动该频率发生器以生成一个或多个高度特定频率的射频(RF)载波信号。在一些实施例中，该频率发生器可以包括可编程发生器。在另外的实施例中，该可编程发生器可以包括一个或多个可控发生器电路，其中，每个可控发生器电路可以被配置成生成一个或多个高度特定频率的RF载波信号。在一些实施例中，每个可控发生器电路可以包括可以被配置成控制该一个或多个高度特定频率的RF载波信号的调幅变化的调幅(AM)频率控制信号发生器。在另外的实施例中，该载波信号可以是27.12MHz信号。在一些实施例中，该系统可以进一步包括计算设备，该计算设备可以可操作地连接到该处理系统并且可以被配置成存储至少一种机器学习算法，该至少一种机器学习算法被配置成输出一个或多个变量以用于自动调谐该载波信号。

在一些实施例中，一种用于治疗患者的癌症的系统可以包括血液动力学参数(Hdp)监测系统，该Hdp监测系统可以被配置成检测、测量并记录患者在暴露时间段期间展现出的多个血液动力学参数中的每一个的多个第一值，其中，该暴露时间段可以包括该患者暴露于多个电磁频率信号的时间段。在一些实施例中，该系统可以进一步包括电力驱动的频率发生器，该电力驱动的频率发生器被适配成在该暴露时间段期间生成一个或多个电磁信号，其中，该一个或多个电磁信号可以被配置成影响微管导电率。在另外的实施例中，可以包括处理系统，并且该处理系统可以被配置成：使该Hdp监测系统和该频率发生器同步；自动调谐载波信号以调整递送到该患者的前向能量；并且通过调制该载波信号的幅度以产生期望的电磁频率信号来指示该频率发生器将该患者暴露于该多个电磁频率信号中的每一个。在一些实施例中，该经调幅电磁信号可以在10Hz到1,000Hz的范围内选择。

在一些实施例中，一种诊断患者的健康状况的方法可以包括：由ECG监测系统测量RRI值的多个第一值；计算在将患者暴露于高度特定频率的射频载波信号期间该患者展现出的HRV值；处理该患者的HRV值和向这些高度特定频率的射频载波信号的暴露；记录在将一个或多个替代患者暴露于这些高度特定频率的射频载波信号期间该一个或多个替代患者展现出的代表性HRV变化值；存储该多个第一值以及代表性HRV变化值中的多个第二值；并且将来自预诊断或被诊断患者的这些代表性HRV变化值传送到文库中以进行进一步处理。在一些实施例中，这些高度特定频率的射频载波信号可以包括在约0.01HZ到约150kHz的范围内的调幅频率。

在一些实施例中，一种诊断患者的健康状况的方法可以包括：由处理系统确定要施加于该患者的多个电磁频率信号；由该处理系统自动调谐载波以平衡递送到该患者的前向能量；由可操作地连接到该处理系统的频率发生器通过调制载波信号的幅度以产生期望的电磁频率信号来将该患者暴露于该多个电磁频率信号中的每一个，该期望的电磁频率信号可以被配置成影响该患者的细胞功能；由血液动力学参数(Hdp)监测系统测量在将患者暴露于该多个电磁频率信号期间该患者展现出的多个血液动力学参数的多个第一值；以及分析该多个第一值以提供对该患者的健康状况的诊断。在一些实施例中，经调幅信号可以在10Hz到1,000Hz的范围内选择。在一些实施例中，该方法可以进一步包括将对电磁调幅信号的单频暴露的特定频率响应标识为非反应性、反应性或后反应性。在另外的实施例中，该多个血液动力学参数可以包括以下各项中的一项或多项：RR间隔、心率、收缩压、舒张压、中值血压、脉压、每搏输出量、心输出量和总外周阻力。在一些实施例中，该方法可以包括确定导致该患者的显著Hdp值改变的高度特定频率的RF载波信号。在另外的实施例中，该载波信号可以包括27.12MHz信号。在一些实施例中，自动调谐可以包括基于机器学习算法的输出来调整该载波信号的该前向能量。在另外的实施例中，该细胞功能可以是微管导电率。

在一些实施例中，一种治疗癌症的方法可以包括施用一个或多个高频载波信号和用于控制该一个或多个高频载波信号的调幅变化的至少一个调幅控制信号，其中，调幅频率可以在0.01Hz到150kHz的范围内选择。在一些实施例中，该调幅频率可以在10Hz到1,000Hz的范围内选择。在另外的实施例中，该至少一个调幅控制信号可以调制微管离子导电率。

在一些实施例中，一种可编程发生器可以可通过电功率激活并且被结构化成影响温血哺乳动物受试者体内的细胞功能或功能障碍。在一些实施例中，该可编程发生器可以包括至少一个可控低能量电磁能量发生器电路，该至少一个可控低能量电磁能量发生器电路用于生成一个或多个高频载波信号，其中，该至少一个发生器电路可以包括：至少一个调幅控制信号发生器，该至少一个调幅控制信号发生器用于控制该一个或多个高频载波信号的调幅变化；以及至少一个可编程调幅频率控制信号发生器，该至少一个可编程调幅频率控制信号发生器用于控制生成调幅时的频率。在一些实施例中，每个可编程调幅频率控制信号发生器可以被适配成相对于在0.01Hz到150kHz范围内选择的参考调幅频率将生成这些调幅时的这些频率准确地控制在至少百万分之1000的准确度内。在一些实施例中，该可编程发生器可以进一步包括：至少一个数据处理器，该至少一个数据处理器被构建并布置用于与该至少一个发生器电路通信并且用于从控制信息源接收控制信息；以及连接位置，该连接位置被配置成连接到可以被配置成以程序控制的频率向该温血哺乳动物受试者施加一个或多个调幅低能量发射的导电施加器，其中，这些参考调幅频率是可以根据该温血哺乳动物受试者的健康状况来选择的。

附图说明

图1描绘了根据实施例的如本文所描述的便携式医疗设备的示例使用场景。

图2描绘了根据实施例的便携式医疗设备的替代性示例使用场景。

图3展示了根据实施例的便携式医疗设备的示例电路图。

图4展示了根据实施例的信号调制器的示例电路图。

图5展示了根据实施例的放大器的示例电路图。

图6展示了根据实施例的功率监测仪的示例电路图。

图7描绘了根据实施例的集成医疗系统的说明性示意结构。

图8描绘了根据实施例的集成系统的说明性框图。

图9展示了根据实施例的信号调制器的流程图。

图10展示了根据实施例的信号调制器的流程图。

图11展示了根据实施例的信号调制器的流程图。

图12描绘了根据实施例的在用于在调幅(AM)射频(RF)电磁场(EMF)暴露之前和期间连续监测血液动力学参数的实验设置期间的说明性患者。

图13A至图13E展示了根据各个实施例的调幅(AM)射频(RF)电磁场(EMF)。

图14展示了作为频率特定解调系统的电容器。

图15展示了解调信号放电的锁相同步。

图16A展示了根据实施例的信号暴露方案。

图16B展示了根据实施例的另外的信号暴露方案。

图17展示了根据实施例的表示以双盲的方式在非暴露时间段和暴露时间段期间不断地进行的血液动力学记录的流程图。

图18A展示了根据实施例的表示在一天或两天的过程中的信号暴露方案的图。

图18B展示了表示在一天或两天的过程中在反射能量测量下的信号暴露方案的图。

图18C展示了根据实施例的表示在一天或两天的过程中的信号暴露方案的图。

图18D展示了根据实施例的表示在一天的过程中的信号暴露方案的图。

图18E展示了根据另外的实施例的表示在一天的过程中的信号暴露方案的图。

图19展示了根据实施例的在每次心跳期间同时测量的十一个说明性血液动力学参数的表格。

图20展示了根据实施例的在暴露于信号频率之后的每次心跳期间同时测量的十一个说明性血液动力学参数的表格。

图21展示了根据实施例的在内稳态和应激响应期间的血液动力学参数和信号分解。

图22A展示了根据另外的实施例的在内稳态和应激响应期间的血液动力学参数和信号分解。

图22B展示了根据实施例的关于R-R间隔和心率变异性的时域分析。

图23A展示了根据实施例的来自十分钟心电图的庞加莱绘图(Poincare plot)。

图23B展示了根据实施例的在傅里叶变换下的庞加莱绘图相关性。

图24A展示了根据实施例的患有肝细胞癌的受试者体内对信号频率的血液动力学参数响应。

图24B展示了根据另外的实施例的健康的受试者体内对信号频率的血液动力学参数响应。

图24C展示了根据实施例的在将受试者暴露于信号频率之后的血液动力学参数数据分析的流程图。

图25A展示了根据实施例的患有肝细胞癌的受试者体内响应于信号暴露的血液动力学参数变更。

图25B展示了根据实施例的健康受试者体内响应于信号暴露的血液动力学参数变更。

图25C展示了根据另外的实施例的患有肝细胞癌的受试者体内响应于信号暴露的血液动力学参数变更。

图25D展示了根据另外的实施例的患有肝细胞癌的受试者体内响应于信号暴露的血液动力学参数变更。

图25E展示了根据实施例的患有肝细胞癌的受试者体内响应于信号暴露的心率变异性变更。

图25F展示了根据实施例的受试者体内响应于信号暴露的血液动力学参数变更。

图26展示了根据实施例的在两天内受试者体内响应于信号暴露的血液动力学参数。

图27展示了根据实施例的多个健康受试者或患有肝细胞癌的受试者体内在两天内响应于信号暴露的血液动力学参数。

图28A展示了根据实施例的患有肝细胞癌的受试者体内在两天内响应于信号暴露的患者内血液动力学参数。

图28B展示了根据实施例的健康受试者体内在两天内响应于信号暴露的患者内血液动力学参数。

图29A至图29G展示了根据各个实施例的具有不同时期和诊断的受试者体内的平均血液动力学参数值。

图30A至图30B展示了根据各个实施例的受试者体内的血液动力学参数值的患者内变化。

图31A至图31C展示了根据各个实施例的多个健康或肝细胞癌受试者体内的血液动力学参数值。

图32展示了根据各个实施例的对受试者体内的血液动力学参数的支持向量机分析。

图33展示了根据实施例的通过分析在暴露于信号之后受试者体内的血液动力学参数得到的诊断结果。

图34展示了作为用于将数据信号传输到特定细胞类型的平台的具有同步解决方案和基于细胞的特异性的锁相环系统。

图35A至图35F展示了根据实施例的转移性和非转移性细胞中的微管。

图36A至图36E展示了根据实施例的微管导电性系统。

图37A至图37C展示了根据另外的实施例的微管导电性系统。

图38A至图38B展示了根据实施例的作为具有纳米孔的电线的微管。

图39展示了根据实施例的作为类孤子波的脉冲传输。

图40A展示了根据实施例的在玻璃表面上制造以观察对AC电压的响应的电极。

图40B展示了根据实施例的对AC信号的微管响应。

图41展示了根据一些实施例的在各种场频率下电极附近的微管的几何形状；A，100kHz；B，250kHz；C，500kHz；D，1MHz；E，2.5MHz。

图42A展示了根据实施例的在微管环中的C端的分子动力学。

图42B展示了根据实施例的酸性环境对微管环中的C端的影响。

图42C展示了根据实施例的中性环境对微管环中的C端的影响。

图43展示了根据实施例的C端振荡对离子穿过纳米孔移动到微管内腔中的影响。

图44展示了根据实施例的C端的交联构象稳定了微管蛋白二聚体的笔直取向。

图45展示了根据实施例的带电表面之间的有序水结构。

图46展示了根据实施例的离子溶液中的靠近带电表面的电位的指数下降。

图47A展示了根据实施例的微管周围的抗衡离子电荷分布。

图47B展示了根据实施例的C端尾部周围的抗衡离子电荷分布。

图48展示了根据实施例的对微管电容的计算。

图49A展示了根据实施例的扩展的端尾部。

图49B展示了根据实施例的倾斜的端尾部。

图50展示了根据实施例的具有13个原丝的微管的离子周围环境的电缆。所使用的符号：Pr-j：原丝‘j’，j＝1..13；R₁：沿微管蛋白的电阻；R₂：垂直于微管蛋白的电阻；R₃：原丝之间的电阻，与部分电感L₁串联；C₁：二聚体的电容；L₁：整圈电感的一部分。

图51展示了根据实施例的具有供基尔霍夫定律(Kirchhoff's laws)应用于作为离子电缆的微管的特性元件的第n个单元的有效电路图。

图52展示了根据实施例的细胞和细胞外基质内的离子和有序水。

图53展示了由于细胞质中的阳离子电荷移动而引起的冷凝和解凝。

图54A展示了根据实施例的随时间推移患者体内的甲胎蛋白(AFP)肿瘤标志物测量。

图54B展示了根据实施例的患者的肝脏CT扫描。

图55A展示了根据实施例的具有肿瘤块的CT肝脏图像的冠状视图。

图55B展示了根据实施例的肿瘤浸润下腔静脉(箭头)的矢状视图。

图55C展示了根据实施例的大肿瘤块。

图55D展示了根据实施例的侵入门静脉的右分支的肿瘤。

图55E展示了根据实施例的多发性肺转移(箭头)。

图56展示了根据实施例的膈下肿瘤块(左)、Seg II/III肝脏肿瘤块(中间)和腹腔中的肿瘤块(右)。

图57A展示了根据实施例的如患者的肝脏CT扫描所描绘的肺转移的空腔化。

图57B展示了根据实施例的如患者的肝脏CT扫描所描绘的肝脏肿瘤块和残留的腹膜植入物的消失。

图58展示了根据实施例的患者的肝脏MRI扫描。

图59展示了根据实施例的患者的进一步肝脏MRI扫描。

图60A展示了根据实施例的在接受暴露方案两周后患者的肝脏CT扫描。

图60B展示了根据实施例的在接受暴露方案后四周后患者的肝脏CT扫描。

图61展示了根据实施例的在接受暴露方案后十二天后患者的肝脏CT扫描。

图62A展示了根据实施例的电磁场吸收、透射或反射。

图62B展示了根据实施例的电磁场反射系数。

图63A至图63D展示了根据一些实施例的反射能量差异。

图64展示了根据实施例的用于治疗患者的示例过程。

图65展示了根据实施例的用于训练机器学习算法的示例流程。

图66展示了根据实施例的一组患者响应曲线图。

图67A展示了根据实施例的表示在一天的过程中的信号暴露方案的图。

图67B展示了根据实施例的对与第一频率暴露方案相比新的活动频率的确定。

图68展示了根据实施例的活动频率的分布。

图69展示了根据另外的实施例的活动频率的分布。

图70展示了根据实施例的正常概率绘图构建。

图71展示了根据实施例的条形码系统。

图72展示了根据另外的实施例的条形码系统。

图73展示了根据实施例的用于诊断健康患者和肝细胞癌患者的条形码系统。

图74展示了根据另外的实施例的用于诊断健康患者和肝细胞癌患者的条形码系统。

图75A展示了根据实施例的在23次连续心跳期间记录的Hdp值。

图75B展示了根据实施例的在23次连续心跳期间记录的新的属性参数值。

图76展示了根据实施例的使用来自代表性Hdp变化值的质心的正确分类率。

图77展示了根据实施例的代表性Hdp变化值与生物反馈程序的相关率。

图78展示了根据实施例的在暴露于不同SFq期间确定的代表性Hdp变化值的差异。

图79A展示了根据实施例的来自四种癌症类型的1,054种癌症特异性频率的分布。

图79B展示了在暴露于不同的三组癌症特异性频率期间21名患者体内的疾病特异性Sfq和健康特异性Sfq的分布。

图80A至图80B展示了根据实施例的通过心跳进行的动态即时变异性计算。

图81展示了根据实施例的通过一系列经调制频率对癌症治疗程序的动态构建。

图82展示了根据实施例的在暴露于电磁频率之后的细胞损伤。

具体实施方式

本披露内容不限于所描述的特定系统、设备和方法，因为这些可以变化。在说明书中所使用的术语仅用于描述特定版本或实施例的目的，并且不旨在限制范围。

如本文档中所使用的，单数形式“一个(a)”、“一种(an)”以及“该(the)”包括复数的指代，除非上下文清楚地另外指明。除非另外定义，否则本文所使用的所有技术和科学术语具有与本领域普通技术人员通常所理解的相同的含义。不得将本披露内容中的任何条款视为允许本披露内容中描述的实施例未经授权依靠现有发明先于本披露内容。如本文档中所使用的，术语“包括”意指“包括但不限于”。

下文所描述的本教导的实施例并不旨在是详尽的或将教导限于以下详细描述中披露的精确形式。相反，选择并描述了实施例，使得本领域的其他技术人员可以领会和理解本教导的原理和实践。

本披露内容涉及一种用于在温血哺乳动物受试者体内进行表征、诊断、治疗和频率发现的电子便携式医疗设备。本披露内容更具体地涉及一种集成系统，该集成系统能够通过RR间隔(RRI)值测量、监测并记录心脏的电活动并计算这些值，以标识由于温血哺乳动物受试者暴露于其调幅射频电磁场(AM RF EMF)的特定频率而导致的特定心率变异性(HRV)值，以诊断并治疗健康状况。就本发明而言，便携式医疗设备能够在暴露于一个或多个这种AM RF EMF频率期间测量并记录RRI值，以在温血哺乳动物受试者体内诊断、治疗并发现频率。

在一些实施例中，健康状况可以包括但不限于肝细胞癌、结肠直肠癌、乳腺癌、卵巢癌、胰腺癌、头颈癌、膀胱癌、肝癌、肾癌、黑色素瘤、胃肠道癌、前列腺癌、小细胞肺癌、非小细胞肺癌、肉瘤、胶质母细胞瘤、T细胞和B细胞淋巴瘤、子宫内膜癌或宫颈癌。

通过已记录了众多患者的Hdp值的众多临床试验的过程确定了患者的HRV值基于患者所面临的健康状况的类型而有所不同。具体地，不同的HRV值与不同类型的癌症相关联。这种确定为提出基于HRV值诊断患者所携带的特定形式的癌症的诊断程序提供了基础。这些确定进一步表明，患者遭受的许多健康状况可以基于患者体内某些标识的所测量HRV值进行诊断，这些健康状况包括病毒性、寄生性或其他病原性侵袭、导致不期望的组分(如患者的血液中存在的毒素)的器官功能异常、药物滥用、毒药、高低密度脂蛋白(LDL)胆固醇水平、因蛇咬产生的毒液等。

频率合成器可以用于生成特定的精确频率或一系列这种频率。用户可以使用键盘或其他输入设备选择这种频率，这些频率进而可以导致电路在明确限定的时间间隔内接通或断开所生成信号。

在实施例中，当使受试者暴露于由可编程发生器发射的一个或多个高度特定频率的射频载波信号时，处理系统可以使用连接到温血哺乳动物受试者的ECG监测系统从所测量和所记录的RRI值中计算HRV值。ECG监测系统测量并记录RRI值以进行进一步处理。在便携式医疗设备内部或外部的处理系统可以执行一系列旨在计算HRV值的计算过程。将HRV值组织、同步、聚合、记录并存储为代表性HRV变化值，以便在频率智能文库(ILf)中执行进一步的数学和人工智能计算程序。处理系统通过使用患者的各种所测量和所记录的HRV值来提供便携式医疗设备的感测能力并标识由HRV值改变的可识别模式(在本文中称为代表性HRV变化值)表征的特定电磁场调幅频率(SFq)。SFq是影响温血哺乳动物受试者(即，患者)体内的细胞功能或功能障碍的高度特定频率的射频载波信号的子集。作为可编程发生器的一部分，便携式医疗设备使用探针(更广泛地描述为导电施加器)使患者暴露于高度特定频率的射频载波信号，从而通过局部接触在人体的一个或多个确定的部位向患者施加发射。作为ECG监测系统的一部分，便携式医疗设备使用放置成与人体的一个或多个确定的部位局部接触的电极来测量并记录来自患者的RRI值。

在实施例中，便携式医疗设备可以计算并标识代表性HRV变化值，这些HRV变化值可以存储在内部临时存储设备中以异步传输到ILf。在替代性实施例中，便携式医疗设备可以通过到经加密网络的无线连接将代表性HRV变化值同时传输到ILf。在替代性实施例中，便携式医疗设备可以将RRI值和与患者暴露于高度特定频率的射频载波信号有关的信息传输到具有处理系统的外部设备，以便在传输到ILf之前计算并标识代表性HRV变化值。

在实施例中，便携式医疗设备和/或具有处理系统的外部设备可以连接到经加密网络。代表性HRV变化值可以经由到经加密Web平台的同步或异步连接传输到ILf，以进行进一步的数学和人工智能计算程序。

在实施例中，计算处理系统可以包括设备同步器、数据聚合器、存储设备和/或存储接口以及接口控制器。接口控制器可以被配置成将计算的HRV值与向一个或多个高度特定频率的射频载波信号的暴露相匹配(同步)。另外地或替代性地，接口控制器可以进一步被配置成合并要存储(存储)的记录(数据聚合)以进行进一步处理和传输，使得HRV值与向从其测量这种HRV值的一个或多个高度特定频率的射频载波信号的暴露相联系。ECG监测系统和可编程发生器可以经由接口控制器连接。可以将对应于同步和数据聚合以及存储接口的模块布置在便携式医疗设备集成硬件解决方案中，或者布置在具有外部计算能力的外部设备中作为集成硬件解决方案。

在另一个实施例中，可以使用本发明的便携式医疗设备来治疗患者。治疗程序可以包括使患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号。可编程发生器可以被加载指令，这些指令被配置成针对具有特定健康状况的温血哺乳动物受试者产生健康状况特异性SFq组。在实施例中，可以准确地控制SFq组。在实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.5Hz的分辨率。在另一个实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.1Hz的分辨率。在又一个实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.01Hz的分辨率。在再一个实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.001Hz的分辨率。

在实施例中，患者可以以导致患者的吸收水平较低的相对较低且安全的能级暴露于SFq发射。据信，温血动物体内的生理交换或电脉冲流动(将受到施加所披露系统的发射的影响)在低能级下是类似的。无论如何，在某些实施方式中，在暴露区域中(在导电施加器与接受治疗的受试者接触或感应的点处或附近)，比吸收率(SAR)应该是并且最优选基本上小于1.6mW/g的活组织重量。

另外，在发射期间可以稳定地维持发射，使得稳定性应当优选地在10^-5级，更优选地10^-6级，并且最优选地10^-7级。发射的稳定性可以被确定为频率的相对偏差除以期望的频率，例如，0.01Hz(偏差)/1,000Hz(期望的频率)＝10^-5。

在某些实施方式中，可编程发生器可以包括被配置成根据例如从处理系统加载的控制信息进行操作的微处理器(或其他类似的集成电路)。在一些示例中，可编程发生器可以组合其他医疗设备(如ECG监测系统)和其他计算服务器，这些医疗设备和计算服务器全部一起操作并由处理系统同步作为单个新的医疗设备。因此，新的且改进的可编程发生器可以被加载在单个温血哺乳动物受试者中或从一组具有相同的健康状况的温血哺乳动物受试者中标识的更新的一系列特定SFq。另外，本文所描述的新的且改进的可编程发生器除了治疗患者之外还可以支持不同的应用，如诊断、搜索SFq和治疗随访。微处理器(或集成电路)可以控制可编程发生器的功能以产生所期望的治疗性发射。在一些示例中，可编程发生器可以包括连接到低能量电磁发射的发射器和将发射施加到患者的探针(例如，导电施加器)的阻抗变换器。阻抗变换器可以被配置成使患者的由发射器电路感测的阻抗与发射器电路的输出的阻抗基本上匹配。

ECG监测系统可以被配置成测量RRI值、计算HRV值并记录用于SFq标识的代表性HRV变化值。标识的SFq可以用于诊断并治疗患者的健康状况。本文所描述的系统因此可以包括测量RRI值并记录患者的各个标识出的代表性HRV变化值的ECG监测系统。因此，系统通常可以使用放置成与人体的各个确定的部位局部接触的电极来测量患者的各个标识出的RRI值。ECG监测系统可以进一步包括被配置成记录患者的各个标识出的RRI值的子系统。所计算和所记录的HRV值可以存储在一个或多个存储设备中。

可以按照已确立的程序计算并记录HRV值。个体或患者在非暴露高度特定频率的射频载波信号时间段期间的RRI值的初始测量或其RRI值在本文中标识为基础测量或基础RRI值。就程序而言，上述参数的初始测量是在放松一段时间(如约15分钟)后对温血哺乳动物受试者进行的，此时患者以仰卧位躺着(面部以及优选地还有手掌向上)或处于另一种舒适且放松的位置。

在获得上述初始测量之后，可以将选定的一系列一个或多个高度特定频率的射频载波输出信号施加于受试者，由此提供暴露测量或暴露RRI值。

上述一个或多个高度特定频率的射频载波信号可以是根据加载到可编程发生器中的控制程序产生的AM RF EMF输出信号，该可编程发生器以某种预定的调幅(AM)频率生成AM RF EMF输出信号。在一些实施方式中，在确定的时间段期间(最优选地，在患者的至少十次心跳的时间段内或在至少10秒的时间段内)，患者优选地暴露于AM RF EMF输出信号或将这种信号施加于患者。此程序通常可以在患者连接到同步ECG监测系统和可编程发生器两者时进行，使得在暴露或施加时间段期间可以测量RRI值并且可以计算并记录HRV值。然而，HRV值还可以或替代性地是初始数据源，以在如上文描述的软件处理之后标识SFq和/或代表性HRV变化值。

在上述标识的对受试者或患者的暴露或施加期间或之后测得的上述标识的RRI值在本文中分别称为暴露RRI值和暴露后RRI值。

通常应用于被诊断为患有健康状况的多个患者的上述程序可以提供如与诊断出的健康状况有关的多个基础RRI值、多个暴露RRI值和多个暴露后RRI值。这些多个RRI值通常可以是略微分散的值，并且在计算之后，可以产生类似分散的HRV值。因此，出于定义代表性HRV变化值的目的，可以将这种分散的值定期提交到处理系统，使得处理系统可以执行使用代表性HRV变化值来标识SFq的数学和人工智能计算。

继续上述示例，ECG监测系统可以是如本文描述的便携式医疗设备的一部分并且提供用于软件处理RRI值以用于SFq标识和患者的健康状况诊断的装置。SFq和代表性HRV变化值的标识被称为代表性替代标志，这些代表性替代标志是通过处理系统从ECG监测系统确定的，该ECG监测系统在非暴露和暴露时间段期间对预诊断和被诊断为健康或患有已知形式的不良健康状况的患者进行测量并记录RRI值。

用于诊断、SFq标识、治疗和治疗随访目的的代表性替代标志可以从来自代表性基础RRI测量值、代表性暴露RRI测量值和/或代表性暴露后RRI值的信息的计算组合得到。这些计算组合可以在ILf中执行。

借助于可变频率可编程发生器设备暴露或施加AM RF EMF频率输出信号的时间段可以在宽的频率范围内；例如，在约0.01MHz到约150MHz之间的范围内的AM RF EMF频率可能需要短时间段供RRI值在任何特定的频率值下变化。因此，可能需要连续暴露或施加AMRF EMF频率的范围的部分，以标识在心跳时间期间实际发生基础、暴露和暴露后HRV值的AMRF EMF频率值，在这些心跳时间处，由ECG监测系统测量并由计算处理系统处理RRI值以计算HRV值并确定代表性HRV变化值。

除了如上文描述地集成在记录装置中或耦合到记录装置之外，处理系统还可以定位在中央服务器处，并通过经加密的基于Web的平台连接到便携式设备，该便携式设备可以基于接收到的或传送到中央服务器的所记录的代表性HRV变化值执行分析。

图1至图6的以下讨论展示了如上文描述的便携式设备的各种示例以及其中可以利用该设备的特定环境。

图1展示了用于监测患者102的示例系统100。在某些实施方式中，便携式医疗设备104(与如上文描述的便携式医疗设备类似)可以可操作地连接到一组电传感器(例如，使用如电极带106等皮带连接到患者102)。医疗设备104可以被配置成产生一组电信号(例如，经由上述可编程发生器设备)，并且经由传感器将信号传输到患者102。传感器可以被配置成测量由患者102产生的电响应。传感器可以将指示所测量电响应的值返回给医疗设备104。在某些实施方式中，医疗设备104可以将此信息传输到如智能电话108等外部计算设备，以进行进一步处理。另外，在一些示例中，智能电话108可以可操作地连接到经加密网络110，以用于通过如远程服务器等远程计算设备传输用于远程存储和/或另外的计算的任何经处理信息。

如上文指出的，便携式医疗设备104可以与外部计算设备协同工作，如图1所示的示例。在这种布置中，可以减少便携式医疗设备104的内部处理部件，由此减小便携式医疗设备的整体大小。然而，还如上文指出的，便携式医疗设备104可以被设计成使得其可以执行对从患者102接收到的电响应的分析。

图2展示了用于监测患者202的示例系统200。在某些实施方式中，便携式医疗设备204(与上述便携式医疗设备类似)可以可操作地连接到一组电传感器(例如，使用如电极带206等皮带连接到患者202)。医疗设备204可以被配置成产生一组电信号(例如，经由如上文描述的可编程发生器设备)，并且经由传感器将信号传输到患者202。传感器可以被配置成测量由患者202产生的电响应。传感器可以将指示所测量电响应的值返回给医疗设备204。但是，与图1不同，医疗设备204可以被配置成对返回值执行另外的分析。另外，在一些示例中，医疗设备204可以可操作地连接到经加密网络208，以用于通过如远程服务器等远程计算设备传输用于远程存储和/或另外的计算的任何经处理信息。

图3展示了如本文所述的便携式医疗设备300的示例电路图。医疗设备300可以包括固定载波频率振荡器302和电流模式平衡调制器304。在某些实施方式中，频率振荡器302可以被配置成产生27.12MHz的信号。然而，应当注意的是，此信号频率仅通过举例的方式提供，并且可以基于便携式医疗设备700的预期功能而变化。在某些实施方式中，频率振荡器702可以被配置成产生具有介于1.0mHz与1.0Hz之间、介于1.0Hz与1.0kHz之间、介于1.0kHz与1.0MHz之间、介于1.0MHz与1.0GHz之间的频率以及高于1.0GHz的频率的信号。

在一些示例中，可以通过由直接数字合成器306生成的正弦电流来调制调制器304，由此产生经调制载波信号。在某些实施方式中，正弦电流可以具有10MHz的频率分辨率和10ppm的频率准确度。

经调制载波信号可以由放大器308放大。在某些实施方式中，放大器308可以是AB类平衡RF放大器。放大器308的输出可以由滤波器310滤波到减少的谐波含量。经滤波信号可以由定向耦合器312处理，并传递到功率监测仪314和自适应匹配部件316。功率监测仪314可以被配置成监测经滤波信号的当前功率电平，并且如果需要的话，将调整信号提供给微处理器318。微处理器318可以更改由合成器306生成的正弦电流，由此更改输出功率。在一些实施方式中，微处理器318可以可操作地连接到医疗设备300的被配置成显示从微处理器接收的信息的光学界面320。在一些示例中，光学界面320可以包括如触摸屏等输入设备以从医疗设备300的患者或用户接收输入信息。

医疗设备300还可以包括电池322和功率管理部件324，该功率管理部件被配置成管理和分配由电池产生的功率。在一些示例中，电池322可以是耦合到充电部件326的可充电电池，该充电部件被配置成当医疗设备300连接到外部电源时向电池提供充电信号。

如上文指出的，定向耦合器312的输出可以传递到自适应匹配部件316。自适应匹配部件316还可以连接到微处理器318并由该微处理器控制。在从微处理器318接收指令时，自适应匹配部件316可以被配置成向定位在患者身体上的一个或多个传感器提供RF输出信号。

在某些实施方式中，可以通过如上文描述的包括功率监测仪314和微处理器318的自动电平控制环路将经滤波功率维持在期望的电平，从而确保了当电池322放电时电压的变化不会显著影响治疗。通过调整自适应匹配部件316来最小化反射功率，以确保将治疗信号高效地传送到患者。在一些示例中，医疗设备300可以使用频率和时长命令通过光链路直接从计算机控制，并在限定的时间段之后返回到低功率状态。

图4展示了用于产生如上文描述的在图3的描述中的经调制载波信号的示例电路图。如上文指出的，调制正弦信号可以由直接数字合成器(DDS)402生成，DDS包括集成的电流输出数模转换器(DAC)。在某些实施方式中，调制正弦信号可以在约10Hz到约50kHz的频率范围内。

电流镜404可以用于驱动电流模式平衡调幅器。到电流镜404的输入可以包括两个分量，来自DDS 402的正弦电流和可调整以将调制深度设置为期望的范围(例如，原始信号的85％到90％)的DC电流。来自电流镜404的输出可以形成晶体管对的尾部，该晶体管对用作电流为2I_E＝I_DC+I₀sin(ωt)的高阻抗电流源，电流设置差分对中的晶体管放大器的增益g_m。可以使晶体管的基极在电压V_b处偏置，可以向一个晶体管馈入27.12MHz的载波信号，并且可以将第二晶体管保持在小信号接地处。载波信号可以差分地放大，其中增益随调制信号的变化而变化，并且可以使用例如中心抽头的平衡-不平衡变换器组合两个输出。对于相同的电池电压，组合的调制信号可以达到可从单端配置获得的信号电平的两倍。因此，调制器的输出是期望的经AM调制信号，例如，27.12MHz的载波信号。

图5展示了放大器500(例如，如上文描述的在图3的描述中的放大器308)的示例电路图。来自电流模式调制器的信号可以使用平衡放大器500进行放大，以达到所需的信号电平。

放大器500的增益以及因此输出电平在某种程度上取决于电池电压，因此，放大器前面可以是可变衰减器502，该可变衰减器是可调的以在电池放电时维持恒定的输出功率。衰减器502可以使用T衰减器配置中的分流PIN二极管，其中流过二极管的电流越大，衰减越大。如上文指出的，在某些实施方式中，放大器500可以是具有并联RF设备以增加电流容量的AB类平衡设计。

输入变换器可以将来自单端信号的输入转换为平衡信号，并且可以匹配设备的输入阻抗。每对设备可以放大一半周期的信号。这样，输出信号在削波之前的峰值幅度可以接近电池电压的两倍。输出变换器可以将两个信号组合以产生最终的输出信号。AB类偏置确保最小化任何交叉失真。可以选择输出平衡-不平衡变换器的阻抗变换比，使得在给定的电源(电池)电压有限的情况下可以生成所期望的输出功率。平衡放大器设计抑制偶数阶失真产物；然而，可以使用例如5阶低通滤波器等低通滤波器502来抑制奇数阶谐波。

图6展示了用于监测由放大器产生的RF前向功率和反射功率的示例电路图。可以使用定向耦合器602对来自放大器(例如，放大器500)的输出进行采样，并使用例如>30dB的动态范围的对数功率检测器604来检测信号。可以对输出信号进行低通滤波，以从调幅信号中获得平均包络功率。在某些实施方式中，平均包络功率可以由模数转换器(ADC)612测量，以允许微处理器将值报告给控制计算机以在控制环路中使用，该控制环路在电池电压变化时维持恒定的输出功率。

在一些示例中，可以使用比较器606将等于平均输出功率的检测到的电压与期望值进行比较。可以使用具有适当时间常数的无源超前-滞后环路滤波器608对数字输出进行滤波，以保持控制环路的稳定性。环路滤波器608的输出可以被缓冲并且用于驱动PIN二极管衰减器以调整总增益从而获得期望的输出功率。

定向耦合器602还可以使用对数功率检测器610对从负载(在这种情况下为施加器)反射的功率进行采样。可以使用低通滤波器确定平均电平，并且可以使用ADC 612对平均水平进行采样。控制计算机可以比较前向功率和反射功率并调整施加器调谐单元614以找到具有传送到患者的最低反射功率或最佳功率的设置。可以使用各种算法。例如，控制计算机可以依次上调或下调三个元素的值，并确定反射是否降低，迭代地重复此过程，直到找到最小值为止。

如本文所描述的，可以在所测量Hdp值和所记录Hdp值的帮助下进行患者诊断。所记录Hdp值可以在被预诊断为患有鉴定出的不良健康状况或处于健康状况的许多患者中测得。Hdp值可以在确定的时间并且在确定的时间段内进行存储，如下文更详细地描述的(图9至图11)。

在实施例中，一种系统包括用于测量并记录Hdp值的Hdp监测系统和被配置成经由射频(RF)载波信号向患者提供一个或多个高度特定频率的频率发生器。

在实施例中，系统可以标识是高度特定频率的RF载波信号的子组的SFq。SFq可以用于影响温血哺乳动物受试者体内的细胞功能或功能障碍。使温血哺乳动物受试者暴露于SFq可能会导致代表性Hdp变化值以指示一个或多个高度特定频率的RF载波信号在温血哺乳动物受试者体内是否具有潜在的生物效应的方式改变。代表性Hdp变化值的改变的特异性可以是用于诊断并治疗温血哺乳动物受试者的替代标志。

在实施例中，系统可以在由受保护的基于互联网的平台连接的服务器中存储一组或多组标识的SFq，以形成SFq智能文库(ILf)。可以组合、组织、比较并表征存储的数据以用于诊断患者或个体以及治疗具有类似诊断的患者的健康状况。

用于发射一个或多个高度特定频率的RF载波信号或使温血哺乳动物受试者暴露于一个或多个高度特定频率的RF载波信号的集成频率发生器可以是可编程发生器并且可以是可通过电功率激活的作为集成系统的一部分的电子部件。可编程发生器可以用来影响温血哺乳动物受试者体内的细胞功能或功能障碍。可编程发生器可以包括被配置成生成一个或多个高度特定频率的RF载波信号的一个或多个可控低能量电磁能量发生器电路。提供了包括该一个或多个发生器电路或与该一个或多个发生器电路通信的一个或多个微处理器或集成电路。在实施例中，该一个或多个微处理器还可以用于控制控制信息从处理系统的发射和接收。在实施例中，该一个或多个发生器电路可以包括被配置成控制该一个或多个高度特定频率的RF载波信号的调幅变化的一个或多个调幅(AM)频率控制信号发生器。该一个或多个发生器电路可以进一步包括被配置成控制生成调幅时的频率的一个或多个可编程AM频率控制信号发生器。

系统可以进一步包括被配置成将Hdp监测系统和该一个或多个可编程发生器集成并同步的处理系统。当使温血哺乳动物受试者暴露于由该一个或多个可编程发生器发射的一个或多个高度特定频率的RF载波信号时，由Hdp监测系统测量并记录的各个Hdp值可以由处理系统处理。由这种处理产生的信息可以存储例如在ILf中。处理系统可以进一步以特定的一系列SFq控制该一个或多个可编程发生器、将该一个或多个可编程发生器同步并将控制程序加载到该一个或多个可编程发生器中。这样，处理系统可以将Hdp监测仪、ILf和该一个或多个可编程发生器集成并同步，以支持集成的解决方案。

在实施例中，处理系统和ILf可以是通过受保护的Web平台连接到系统的其余部分的服务器的一部分。ILf可以包括用于存储、组合、组织、比较、表征并处理SFq和记录的代表性Hdp变化值的人工智能能力。ILf可以存储并组织在温血哺乳动物受试者或患者体内标识的一系列SFq和代表性Hdp变化值。然后可以将一个或多个系列的SFq加载到该一个或多个可编程发生器中。该一个或多个可编程发生器可以相对于一个或多个确定的或预定的参考AM频率以至少百万分之1000(ppm)的准确度准确地控制调幅的频率的发射。在实施例中，AM频率可以在0.01Hz到150kHz的范围内。处理系统可以进一步包括连接或耦合位置。连接或耦合位置可以用于将处理系统连接或耦合到导电施加器，该导电施加器以准确地控制的调制频率将一个或多个经调幅低能量发射施加到温血哺乳动物受试者。

通过进行已记录了对患者的各个Hdp值的多次测量的众多临床试验的过程确定了这种Hdp值基于患者所面临的健康状况的类型而有所不同。具体地，相对于不同类型的癌症，标识了不同的Hdp值。这种确定为基于所测量Hdp值提出诊断程序提供了基础，该诊断程序用于诊断患者的特定形式的癌症。这些确定进一步表明，患者遭受的许多健康状况可以基于患者体内某些标识的所测量Hdp值进行诊断，这些健康状况包括病毒性、寄生性或其他病原性侵袭、可能导致患者的血液中存在毒素的器官功能异常、药物滥用、毒药、高低密度脂蛋白(LDL)胆固醇水平、因蛇咬产生的毒液等。

频率合成器可以用于生成特定频率或一系列精确的频率。例如，用户可以使用键盘或其他输入设备选择一个或多个频率，该一个或多个频率进而可以导致电路在明确限定的时间间隔内接通或断开所生成信号。

在实施例中，处理系统处理由连接到温血哺乳动物受试者的Hdp监测系统在暴露于由可编程发生器发射的一个或多个高度特定频率的RF载波信号期间测量并记录的Hdp值。Hdp监测系统可以测量并记录Hdp值以进行进一步处理。处理系统可以并入分析由Hdp监测系统获得的所记录Hdp值的一种或多种算法。处理系统使用受试者的各种所测量和所记录Hdp值并标识通过Hdp变化值改变的可识别模式(在本文中称为代表性Hdp变化值)表征的SFq。SFq是影响温血哺乳动物受试者(即，患者)体内的细胞功能或功能障碍的高度特定频率的RF载波信号的子集。作为Hdp监测系统的一部分，处理系统通常使用放置成与人体的各个确定的部位局部接触的电极来标识患者的各个所测量和所记录Hdp值。Hdp监测系统进一步包括记录患者的各种标识出的所测量Hdp值的记录部件。在实施例中，记录部件可以将所测量Hdp值存储在Hdp监测系统的存储设备中。在替代性实施例中，记录部件可以将所测量Hdp值存储在可以在其上记录患者的各种标识出的所测量Hdp值的任何存储设备中，以进行立即处理和/或进一步处理。Hdp值可以包括例如以下血液动力学参数中的一个或多个的值：

·RR间隔(如例如在心电图(ECG)上示出的从R峰到下一个R峰的间隔)(RRI)；

·心率(HR)；

·收缩压(sBP)；

·舒张压(dBP)；

·中值血压(mBP)；

·脉压(PP)；

·每搏输出量(SV)；

·心输出量(CO)；以及

·总外周阻力(TPR)。

在实施例中，处理系统可以包括设备同步器、数据聚合器、存储设备和/或存储接口以及接口控制器。接口控制器可以负责将Hdp值与向一个或多个高度特定频率的射频载波信号的暴露相匹配(同步)。另外地或替代性地，接口控制器可以负责合并要存储(存储)的记录(数据聚合)以进行进一步处理(接口控制器)，其方式为使得Hdp值与向从其测量这种Hdp值的一个或多个高度特定频率的射频载波信号的暴露相联系。Hdp监测系统和可编程发生器可以经由接口控制器连接。可以将对应于同步和数据聚合的模块以及存储接口打包为便携式集成硬件解决方案。

在另一个实施例中，处理系统尤其可以包括两个组件：统计挖掘组件和机器学习/进化博弈论组件。应当注意，如本文所使用的，机器学习是指各种类型的机器学习，包括例如深度机器学习和分层机器学习。统计挖掘组件可以包括基于判别分析和支持向量机(SVM)的一系列数学程序。Hdp值可以是恒定的选定的指标变量，并且它们的有关新属性是基于不同的明确确立的统计方法进行分析的。使用基于相关组件分析的多变量判别分析和其他坐标变换，Hdp值可以表示为具有明确定义的阈值的代表性Hdp变化值的质心，以优化公共指标。机器学习/进化博弈论组件可以包括永久地细化的聚类分析和更新的数学算法，这些算法进行截止细化或通过新的判别属性进行截止细化以用于(1)标识针对健康状况特异性频率的响应的模式(在本文中称为代表性Hdp变化值)并且(2)存储代表性Hdp变化值和对应的健康状况特异性频率。这些组件可以在通过网络(如互联网)经由经加密通信连接到集成硬件解决方案的中央安全服务器侧系统上实施。

在又一个实施例中，ILf可以定位在中央安全服务器系统中。在实施例中，文库可以通过网络(如互联网)经由经加密通信连接到集成硬件解决方案的所有实例。在这种实施例中，网络解决方案可以提供组合了所有工作设备的实时、集成且进化的系统。从医师收集的永久更新的去标识的患者的人口统计和临床信息数据以及与代表性Hdp变化值和对应的健康状况特异性频率(SFq)的记录和这些数据组合的患者报告结果可以存储在ILf中。可以基于新添加的值来细化代表性Hdp变化值的阈值。这种数据可以被结构化并处理成细化用于患者的健康状况的诊断、治疗和随访的程序。ILf可以具有支持统计数据挖掘和机器学习以进行模式识别以及进化博弈论以进行平衡点标识的计算能力，这些计算能力表征了每个系列的SFq和/或代表性Hdp变化值的最佳可能匹配和与诊断和治疗结果信息的对应。细化程序被实施为基于人工智能的元程序，这些基于人工智能的元程序将患者分割纳入考虑。可编程发生器由接口控制器连接在处理系统中，以便在处理系统与可编程发生器之间传送数据。然后，将细化的程序下载回集成硬件解决方案的处理系统模块，以便对可编程发生器进行重新编程。

接口控制器可以将可编程频率发生器与处理系统连接，以便允许传送数据。可以将细化的程序下载到处理系统，以便在治疗疗程之前或期间更新可编程频率发生器。

在实施例中，可以基于由处理系统标识的一个或一组SFq和/或代表性Hdp变化值来确定对患者的健康状况的诊断。在实施例中，在患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间，可以将多个所测量和所记录Hdp值提交到处理系统。处理系统可以标识被诊断为患有健康状况的患者体内的SFq和/或代表性Hdp变化值。在实施例中，标识的SFq和代表性Hdp变化值可以存储在ILf中。温血哺乳动物受试者在暴露于选定的SFq组(即，由可编程发生器发射的高度特定频率的射频载波信号的子组)期间可以具有由Hdp监测系统测量并记录的各个Hdp值，这些值经过处理以标识针对SFq暴露的特性血液动力学响应模式。处理系统标识与选定的SFq组有关的代表性Hdp变化值。可以将经过处理的信息存储在ILf中以进行即时和/或进一步的数据库比较。诊断标识可以是搜索与患者的特定健康状况一致的响应模式的结果。处理系统可以通过并入分析由Hdp监测系统获得的所记录Hdp数据的一系列数学算法来诊断患者的健康状况。

在另一个实施例中，可以使用户能够搜索SFq。搜索程序可以在患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间进行。例如，搜索SFq可以包括涉及以下内容的过程：Hdp监测系统检查在患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间存储在处理系统中的所测量和所记录的Hdp。SFq的搜索程序可以涉及应用数学算法以确定要由可编程发生器提供的一系列特定频率。在实施例中，搜索过程可以包括在暴露于由可编程发生器产生的一系列特定频率(如高度特定频率的射频载波信号的子组)期间，由Hdp监测系统处理健康状况未知的温血哺乳动物受试者或健康状况已知的患者体内所测量和所记录的Hdp值。关于受试者或患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号的预定序列，术语“准确地控制”意指将经调制低能量电磁发射调制到最高为约1Hz的较高频率(大于约1000Hz)的分辨率内。例如，如果要施加于温血哺乳动物受试者的确定的或预定的调制频率为约2000Hz，则对这种经调制低能量发射的准确控制需要生成的频率介于约1999Hz与约2001Hz之间。处理系统在搜索程序期间标识SFq和代表性Hdp变化值。

在实施例中，可以发现新的SFq。发现程序可以在个体或患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间进行。发现新的SFq可以包括在暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间，使处理系统从Hdp监测系统接收所测量和所记录的Hdp值。发现新的SFq可以进一步涉及应用数学算法以确定可编程发生器的一系列特定频率。在实施例中，搜索过程可以在暴露于由可编程发生器产生的一系列特定频率(是高度特定频率的射频载波信号的子组)期间处理来自Hdp监测系统的在健康状况已知的温血哺乳动物受试者体内所测量和所记录的Hdp值。在实施例中，处理系统在发现新的SFq的过程期间标识SFq和代表性Hdp变化值。

在实施例中，可以基于由处理系统标识的一个或一组SFq和/或代表性Hdp变化值来确定对患者的健康状况的诊断。在实施例中，在患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间，可以将多个所测量和所记录Hdp值提交到处理系统。处理系统可以标识被诊断为患有健康状况的患者体内的SFq和/或代表性Hdp变化值。在实施例中，标识的SFq和代表性Hdp变化值可以存储在ILf中。温血哺乳动物受试者在暴露于选定的SFq组(即，由可编程发生器发射的高度特定频率的射频载波信号的子组)期间可以具有由Hdp监测系统测量并记录的各个Hdp值，这些值经过处理以标识针对SFq暴露的特性血液动力学响应模式。处理系统标识与选定的SFq组有关的代表性Hdp变化值。可以将经过处理的信息存储在ILf中以进行即时和/或进一步的数据库比较。诊断标识可以是搜索与患者的特定健康状况一致的响应模式的结果。处理系统可以通过并入分析由Hdp监测系统获得的所记录Hdp数据的一系列数学算法来诊断患者的健康状况。

在另一个实施例中，可以使用户能够搜索SFq。搜索程序可以在患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间进行。例如，搜索SFq可以包括涉及以下内容的过程：Hdp监测系统检查在患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间存储在处理系统中的所测量和所记录的Hdp。SFq的搜索程序可以涉及应用数学算法以确定要由可编程发生器提供的一系列特定频率。在实施例中，搜索过程可以包括在暴露于由可编程发生器产生的一系列特定频率(如高度特定频率的射频载波信号的子组)期间，由Hdp监测系统处理健康状况未知的温血哺乳动物受试者或健康状况已知的患者体内所测量和所记录的Hdp值。关于受试者或患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号的预定序列，术语“准确地控制”意指将经调制低能量电磁发射调制到最高为约1Hz的较高频率(大于约1000Hz)的分辨率内。例如，如果要施加于温血哺乳动物受试者的确定的或预定的调制频率为约2000Hz，则对这种经调制低能量发射的准确控制需要生成的频率介于约1999Hz与约2001Hz之间。处理系统在搜索程序期间标识SFq和代表性Hdp变化值。

在实施例中，可以发现新的SFq。发现程序可以在个体或患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间进行。发现新的SFq可以包括在暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间，使处理系统从Hdp监测系统接收所测量和所记录的Hdp值。发现新的SFq可以进一步涉及应用数学算法以确定可编程发生器的一系列特定频率。在实施例中，搜索过程可以在暴露于由可编程发生器产生的一系列特定频率(是高度特定频率的射频载波信号的子组)期间处理来自Hdp监测系统的在健康状况已知的温血哺乳动物受试者体内所测量和所记录的Hdp值。在实施例中，处理系统在发现新的SFq的过程期间标识SFq和代表性Hdp变化值。

在又一个实施例中，系统可以用于构建并更新ILf。用于以频率构建并更新ILf文库的过程可以使用处理系统来标识温血哺乳动物受试者体内的SFq和/或代表性Hdp变化值。处理系统可以将标识的SFq和代表性Hdp变化值存储在由受保护的互联网平台连接的中央服务器中。ILf可以存储来自健康状况已知的温血哺乳动物受试者的新标识的SFq。源自健康状况已知的温血哺乳动物受试者的已存储SFq可以经受人工智能处理，以允许进行进一步诊断、标识和治疗程序生成，以用于治疗被诊断为患有相同健康状况的患者。例如，在被诊断为患有特定健康状况的患者中标识的一个或多个SFq可以与其他温血哺乳动物受试者一起用于诊断和治疗提议。

在另一个实施例中，可以使用本发明的系统来治疗患者。治疗程序可以包括使患者暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号。可编程发生器可以被加载程序控件，以便产生要向具有特定健康状况的温血哺乳动物受试者提供的选定的健康状况特异性SFq组。ILf可以存储并更新在具有相同健康状况的温血哺乳动物受试者中标识的多个选定的SFq组。处理系统可以为可编程发生器加载程序控件，以使具有选定的健康状况的温血哺乳动物受试者暴露于特定的SFq组。在实施例中，可以准确地控制SFq组。在实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.5Hz的分辨率。在另一个实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.1Hz的分辨率。在又一个实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.01Hz的分辨率。在再一个实施例中，SFq组可以具有与预期的确定的或预定的调制频率相差约0.001Hz的分辨率。

在实施例中，系统可以用于向患者提供随访治疗。随访程序可以包括在确定的时间段期间对在健康状况的治疗中的患者的测试程序，或者可以在治疗周期内在暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间在患者体内进行实时测试。随访测试程序可以在暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间在个体或患者体内进行。对健康状况已知的患者的随访测试可以涉及应用数学算法以确定要加载到一个或多个可编程发生器中的一系列特定频率。随访测试可以包括在暴露于一个或多个高度特定频率的射频载波信号期间，为处理系统提供来自Hdp监测系统的所测量和所记录的Hdp，以进行随访比较。处理系统可以在随访测试程序期间标识可能会或可能不会由于对患者的治疗而修改的SFq和代表性Hdp变化值。随访测试程序结果可以能够标识与对健康状况的治疗响应的非侵入性预测相一致的响应模式。处理系统可以并入分析由Hdp监测系统获得的所记录Hdp数据的一系列数学算法。

重要的是，SFq发射的暴露处于非常低且安全的能级并且导致吸收水平较低，据信，原因是温血动物体内的生理交换或电脉冲流动(将受到施加本发明的发射的影响)类似地处于非常低的能级。在任何情况下，在(在导电施加器与接受治疗的受试者接触或邻近感应的位置处或附近的)区域中，比吸收率(SAR)应当是并且最优选地基本上小于1.6mW/g的活组织重量。

为了达到预期的生物治疗效果，还重要的是在发射期间维持发射的稳定性，并且这种稳定性应当优选地为大约10^-5级、更优选地10^-6并且最优选地10^-7，稳定性被确定为频率的相对偏差除以期望的频率，例如，0.01Hz(偏差)/1,000Hz(期望频率)＝10^-5。

本发明中集成了由可编程发生器对一个或多个高度特定频率的射频载波信号的暴露。可编程发生器是与包括微处理器(最近可以由集成电路代替)的专利医疗设备相比具有显著改进的电子部件。本发明中的可编程发生器使用从处理系统加载的控制信息。其他改进在于，本发明中的可编程发生器是本发明的集成部分，该集成部分组合了其他医疗设备(如Hdp监测系统)和其他计算服务器，这些医疗设备和计算服务器全部一起操作并由处理系统同步作为单个新的医疗设备。因此，新的且改进的可编程发生器可以立即被加载在单个温血哺乳动物受试者中标识的或在一组具有相同的健康状况的温血哺乳动物受试者中标识的更新的一系列特定SFq。另外，本发明中新的且改进的可编程发生器除了治疗患者之外还支持不同的应用，如诊断、搜索SFq和治疗随访。微处理器(或现在替代性地为集成电路)然后控制可编程发生器的功能以产生所期望的治疗性发射。还描述了在可编程发生器中设置阻抗变换器，该阻抗变换器连接在低能量电磁发射的发射器与用于将发射施加到患者的探针(在本文中更广泛地描述为导电施加器)中间。阻抗变换器使患者的从发射器电路看到的阻抗与发射器电路的输出的阻抗基本上匹配。

Hdp监测系统是具有不同品牌并且在不同应用中使用的当前可获得的专利医疗设备，该医疗设备集成在本发明中。Hdp监测系统对于测量并记录处理系统用于SFq标识的Hdp值是必需的。所标识的SFq用于诊断并治疗患者的健康状况。系统集成了测量并记录患者的各种标识出的Hdp值的Hdp监测系统。系统通常利用放置成与人体的各个确定的部位局部接触的电极来测量患者的各种标识出的Hdp值。Hdp监测系统进一步包括记录患者的各种标识出的Hdp值的记录装置。记录装置可以利用在其上可以记录患者的各种标识出的所测量Hdp值的任何存储设备。根据本发明的对所测量和所记录的Hdp的存储，需要测量并记录各种Hdp值，这些值包括至少以下九种Hdp的值：

·RR间隔(如在心电图(ECG)上示出的从R峰到下一个的间隔)(RRI)；

·心率(HR)；

·收缩压(sBP)；

·舒张压(dBP)；

·中值血压(mBP)；

·脉压(PP)；

·每搏输出量(SV)；

·心输出量(CO)；以及

·总外周阻力(TPR)。

按照已确立的程序测量并记录Hdp值。个体或患者在非暴露高度特定频率的射频载波信号时间段期间的初始测量或其Hdp值在本文中命名为基础测量或基础Hdp值。就程序而言，上述参数的初始测量是在放松一段时间(例如，约15分钟)后对温血哺乳动物受试者进行的，此时患者以仰卧位躺着(面部以及优选地还有手掌向上)或处于其他舒适且放松的位置。

在进行了上述初始测量之后，使经诊断或预诊断的温血哺乳动物受试者暴露于上述程序，或施加上述程序，即，诊断、搜索SFq、发现新的SFq、治疗随访(涉及暴露于或施加选定的一系列一个或多个高度特定频率的射频载波输出信号)在本文中命名为暴露测量或暴露Hdp值。

上述一个或多个高度特定频率的射频载波信号是电磁场频率(EMF)输出信号，这些输出信号可以由加载到能够以某些预定的调幅(AM)频率生成EMF输出信号的可编程发生器中的控制程序产生。在确定的时间段内的心跳时间期间(最优选地，在患者的至少十次心跳的时间内或在至少10秒的时间段内)，使受试者或患者最优选地暴露于EMF输出信号或将EMF输出信号施加于患者。在一些实施例中，在患者的至少三次心跳的时间内或在至少3秒的时间段内，使受试者或患者暴露于EMF输出信号或将EMF输出信号施加于患者。此程序是本发明的集成解决方案的一部分，并且通常将会在患者保持连接到或重新连接到同步的Hdp监测系统和本发明的系统的可编程发生器两者的同时进行，使得可以在暴露或施加时间段期间测量并记录Hdp值。然而，Hdp值还可以是或替代性地可以是数据源，以在上述软件处理之后标识SFq和/或代表性Hdp变化值。

在上述对受试者或患者的暴露或施加期间或之后测得的上述Hdp值在本文中分别称为暴露或暴露Hdp值和暴露后或暴露后Hdp值。

通常应用于多个被预诊断患有已知健康状况的患者或被诊断患有已知健康状况的患者(这些患者患有标识的形式的不良健康状况)提供了如与不良健康状况的标识的预诊断的或诊断出的形式有关的多个基础Hdp值、多个暴露Hdp值和多个暴露后Hdp值。这些多个Hdp值(例如，对于上文列出的九种Hdp参数中的大多数(如果不是所有的话))通常可以是略微分散的值。因此，出于定义代表性Hdp值的目的，将会将这种分散的值定期提交到集成多个数学计算以用于标识SFq和代表性Hdp变化值的处理系统。

与上述内容一致，Hdp监测系统仅是本发明的一部分、提供了用于对Hdp值进行软件处理以用于SFq的标识和患者的健康状况的诊断的装置。SFq和代表性Hdp变化值的标识被称为代表性替代标志，这些代表性替代标志是通过处理系统从Hdp监测系统确定的，该Hdp监测系统在非暴露和暴露时间段期间对预诊断和被诊断为健康或患有已知形式的不良健康状况的患者进行测量并记录Hdp值。

就本发明而言，用于诊断、搜索SFq、治疗和治疗随访目的的代表性替代标志是从来自代表性基础Hdp测量值、代表性暴露Hdp测量值和代表性暴露后Hdp值几者的信息的计算组合得到的。由于用于影响Hdp值的暴露EMF频率对于每种健康状况是不同的并且暴露后Hdp值也类似地不同，因此用于得到指定健康状况的代表性替代标志的计算组合需要使用判别分析和明确确立的统计方法进行理想阈值确定的不同计算。

代表性替代标志值的可靠性当然取决于检查的每种类型的不良健康状况所包括的预诊断和被诊断的替代物的数量。因此，人群中不良健康状况的发病率、尤其是难以诊断的高发不良健康状况(如肝细胞癌(HCC)或相关的肝病)受到了特别关注。类似地，到目前为止，发病率相对较高的乳腺癌也受到了特别的关注，如下文所报告的。

就本发明而言，在暴露于或施加低能量EMF载波信号之后可以反映的情况下的暴露后Hdp测量值可以与在患者暴露于或向患者施加为减轻患者的指定不良健康状况的病因而预定的预定EMF频率值之后出现的Hdp值进行比较。单独地或在使用处理系统之后，匹配基础Hdp值、暴露Hdp值和暴露后Hdp值可以通过施加所述预定的EMF载波信号来支持治疗功效，并提供对患者的健康状况的诊断的初步指示。下文描述了参考例如具体地与两种不同形式的癌症诊断有关的进一步的科学细节。这里，提及了在基础非暴露时间段之后的患者诊断以及患者诊断在男性HCC和女性乳腺癌的血液动力学模式下相比于健康对照者的相关性。类似地，提及了在暴露时间段期间的肿瘤特异性血液动力学响应模式。

在宽的频率范围内借助于可变频率可编程发生器设备暴露或施加EMF频率输出信号的时间段；例如，在约0.01MHz到约150MHz之间的范围内的EMF频率可能需要短时间段供Hdp值在任何特定的频率值下变化。因此，可能需要连续暴露或施加EMF频率的范围的部分，以标识在心跳时间期间实际发生基础、暴露和暴露后Hdp值的EMF频率值，在这些心跳时间处，由Hdp监测系统测量并记录并且由计算处理系统处理Hdp值。

除了EMF频率输出信号的可编程发生器、处理系统和ILf中央服务器之外，本发明的系统还包括用于测量并记录这种频率值的输出信号频率测量和记录装置，在这些频率值下，展现出Hdp值中的至少某些的频率Hdp差异(在本文中为阈值)。类似地，用于在暴露于或向患者施加输出信号的时间段之前、期间或之后(优选地，彼此分开地)测量并记录的所标识的Hdp值中的每一个的测量值中的每一个的Hdp值记录装置。

除了上述那些部件之外，本集成发明的另外的部件是可以与记录装置集成或耦合到该记录装置的处理系统部件，该记录装置用于在进行细胞激发程序或使患者暴露于细胞激发程序之前、期间或之后记录Hdp值。处理系统部件可以包括程序控制的计算装置，该程序控制的计算装置用于对各种所记录Hdp值进行一系列数学分析以获得代表性替代值(如针对不同的所记录Hdp值中的每一个来标识SFq和代表性Hdp变化值)、可选地确定不同的代表性Hdp值之间的比率并且将这种代表性值或不同值之间的比率中的任一者或两者与预定的代表性值或比率(阈值)进行比较，这些预定的代表性值或比率的特性是在使患者暴露于在已知健康或已知患有或可能发展为标识的不良健康状况的患者中预定的细胞激发程序的同时改变的SFq和/或代表性Hdp变化值的特性。比较计算的代表性替代值(如被诊断为患有相同健康状况的患者体内记录的Hdp值或比率和标识的SFq和/或代表性Hdp变化值，这些记录的Hdp值或比率和标识的SFq和/或代表性Hdp变化值与预定的代表性Hdp值或比率和/或标识的SFq和/或代表性Hdp变化值相匹配)导致提供了对患者的健康状况的诊断的指示。

作为如上文描述的集成或耦合到记录装置的替代方案或除其之外，处理系统部件还可以定位在通过受保护的web平台连接到本发明的中央服务器处，该中央服务器可以基于接收到的或传送到中心的所记录Hdp信息进行分析。

标识的SFq的暴露已证明生物活性并支持其用作新型治疗方式。

图7描绘了根据实施例的集成医疗系统的说明性示意结构。如图7所示，用于诊断患者的健康状况的系统将Hdp监测系统和频率发生器集成。在实施例中，系统可以进一步包括处理系统。

Hdp监测系统确定每个个体患者的心血管性能储备量。在实施例中，Hdp监测系统可以从患者接收输入的生理数据。输入的生理数据可以用于获得参数Z，该参数是或近似于患者的每搏输出量(SV)与患者的全身血管阻力(SVR)的乘积。Hdp监测系统可以进一步提供表示患者的呼吸率(RR)的值。RR值可以通过以下各项中一项或多项来确定：使用专用设备进行的测量、使用输入的生理数据进行的计算或通过使用最佳估算(如基于患者的心率进行估算)手动地确定。

经调制低能量电磁发射施加系统发生器可以用于向温血哺乳动物受试者发射低能量射频(RF)电磁波。低能量RF电磁波可以用于治疗遭受一定有限数量的所描述的健康状况的温血哺乳动物受试者。本文所描述的系统经由处理系统将Hdp监测系统和生成器集成并同步，该处理系统可以进一步通过受保护的基于Web的平台连接到中央服务器。

本文所描述的系统可以是具有患者侧部件和服务器侧部件的集成解决方案。患者侧部件可以包括连接到可编程发生器的Hdp监测系统。Hdp监测系统和可编程发生器两者都可以连接到处理系统，以使设备同步并允许兼容的数据聚合。中央服务器侧部件可以经由受保护的基于web的平台与患者侧部件连接并且可以提供基于人工智能的计算和数据存储。

在某些实施方式中，射频发生器可以被配置成在暴露期间测量并存储与Hdp监测值同步的反射功率值，以用于进一步的基于人工智能的计算和数据存储，如下文另外详细地描述的。

如上文描述的，系统的该两个部件可以实时地实现双向数据传送。例如，一旦可编程发生器被加载选定的一系列SFq的一个或多个控制程序，就可以将可编程发生器与集成解决方案断开连接，以实现门诊使用。可编程发生器可以重新连接在集成解决方案中，以准许批量上传更新数据并允许将自动治疗图谱分析传送回处理系统。

参考图7，与本发明有关的新医疗设备是其他医疗设备的集成。Hdp监测仪提供了用于确定每个个体患者的心血管性能储备量的方法，该方法包括以下步骤：a)从患者接收输入的生理数据以用于获得参数Z，该参数是或近似于每博输出量(SV)乘以全身血管阻力(SVR)的乘积；b)提供表示所述患者的呼吸率(RR)的值，其中，该呼吸率(RR)值是通过使用(多个)专用设备进行的测量、从输入的生理数据进行的计算或通过使用最佳估算(如美国专利申请公开号2015/0005647中描述的)手动地提供的；c)心电描记法(ECG)和光学体积描记术(PPG)，其中，ECG测量由心脏的电活动生成的生物电位，而PPG感测血流速率；以及d)心率变异性(HRV)，HRV是连续心脏周期中的振荡。

电磁发射施加系统11发生器涉及向温血哺乳动物受试者发射低能量射频(RF)电磁波以用于治疗遭受一定有限数量的所描述的健康状况(如先前的美国专利号4,649,935和4,765,322所描述的)的温血哺乳动物受试者的实践。与本发明有关的新设备通过处理系统将这两个医疗设备集成并同步，该处理系统通过受保护的基于web的平台将新设备连接到中央服务器。

参考图7，新医疗设备可以是具有以下两个部件的集成解决方案：患者侧部件和中央服务器侧部件。患者侧部件可以包括连接到可编程发生器的Hdp监测系统，可编程发生器和Hdp监测系统两者均连接到集成硬件中的处理系统以进行同步和兼容的数据聚合。中央服务器侧部件通过受保护的基于web的平台与患者侧部件连接并且提供基于人工智能的计算和数据存储。

参考图7，如上文描述的，与本发明有关的新医疗设备的该两个部件实时连接到双向数据传送。可编程发生器一旦被加载选定的一系列SFq的控制程序就可以与本发明中的集成解决方案断开连接以用于门诊使用。可编程发生器可以重新连接在本发明中的集成解决方案中，以用于批量上传更新数据并将自动治疗图谱分析传送回处理系统。

系统11包括用于将一种或多种电磁发射施加到温血哺乳动物受试者的导电施加器12、13。许多不同形式的施加器可以由与经历治疗的受试者紧密接触的导电探针13组成。探针13通过同轴电缆12和阻抗匹配变换器14连接到电磁能量发射器(还参见图8)。

电子系统11还包括连接器或耦合器，该连接器或耦合器用于连接到如计算机等可编程设备或接口或接收器16，该接收器被适配成收纳应用程序存储设备52(如例如，磁性介质、半导体介质、光学介质或机械编码介质)或经编程发射，这些经编程发射用控制信息进行编程，该控制信息用于控制系统11的操作，使得将期望的类型的低能量发射疗法施加于患者。

应用程序存储设备52可以设置有微处理器，该微处理器当应用到接口16时操作以控制系统11的功能以施加期望的低能量发射疗法。应用程序存储设备52设置有与系统11内的微处理器21组合地使用的微处理器。在这种情况下，设备52内的微处理器辅助存储设备52与系统11和其他中央服务器接口连接。

系统11还可以包括可以显示系统11的操作的各种指示的显示器17。另外，系统11可以包括打开电源按钮18和关闭电源按钮19，可选地由用户界面21A代替(参考图8)。

图8描绘了根据实施例的Hdp监测系统的说明性框图。系统包括计算设备600。计算设备可以包括各种另外的部件，如基本配置601、总线/接口控制器640、存储设备650、输出设备660、外围设备670、通信接口680和/或其他计算设备690。一个或多个电气总线可以被配置成可操作地连接上文标识的部件。例如，存储接口总线641可以被配置成可操作地连接存储设备650和总线/接口控制器640。另外，接口总线642可以被配置成将总线/接口控制器640与输出接口660、外围接口670和通信接口680可操作地连接。

基本配置601可以包括处理器610、系统存储器620以及被配置成可操作地连接处理器和系统存储器的存储器总线630。在一些示例中，处理器610可以包括1级高速缓存611、2级高速缓存612、处理器核613、一个或多个寄存器614以及存储器控制器615。在一些实施方式中，系统存储器620可以包括各种软件或操作模块，如操作系统621、一个或多个应用程序622以及程序数据624。

在一些示例中，存储设备650可以包括可移除存储设备651，该可移除存储设备包括例如USB存储设备或其他类似的可移除介质。存储设备650还可以包括如硬盘驱动器等不可移除存储设备652。在一些实施方式中，输出接口660可以包括图形处理单元661、音频处理单元662、可操作地连接到图形处理单元和音频处理单元的一个或多个A/V端口663。在一些示例中，外部输出设备(如监测仪或其他类似的显示器等和/或扬声器或其他类似的音频输出设备)可以可操作地连接到A/V端口663。

在一些示例中，外围接口670可以包括串联接口控制器671、并联接口控制器672以及可操作地连接到串联接口控制器671和并联接口控制器672的一个或多个I/O端口673。在一些示例中，如打印设备等外部设备可以经由该一个或多个I/O端口673可操作地连接到计算设备600。在一些实施方式中，通信接口680可以包括被配置成促进与其他通信设备690的通信的网络控制器681。在一些示例中，网络控制器681可以可操作地连接到用于与其他通信设备690建立通信的一个或多个通信端口682。例如，所建立的通信可以经由有线或无线数据通信链路进行。

在一些实施方式中，如图8所展示的系统可以被配置成在向患者施加电磁输出信号之前、期间和/或之后测量Hdp值。在实施例中，电路系统可以设置有被配置成与Hdp监测系统连接的连接器。替代性地，电路系统可以集成到Hdp监测系统中。包括对框图的方框中的每一个或其功能的描述以促进对其的理解。

Hdp监测系统的电子电路系统的框图以预定的选定AM频率将AM RF输出信号施加于患者。预定的选定频率由存储在存储设备52和/或其他服务器中的AM频率值控制。指出施加于患者的各种预定的选定AM频率以用于治疗患有患者已经被诊断的不良健康状况的患者。

在实施例中，集成或组合的设备可以实现在施加AM RF电磁信号或其他这种信号之前、期间或之后感测患者的Hdp值和反射功率能量。在这方面特别感兴趣的是，所测量和所记录的Hdp和反射功率能量值可以根据患者状况而有所不同。例如，在患有不同形式的癌症的患者中，所测量和所记录的Hdp和反射功率能量值可以不同。另外，对于患有某种形式的癌症的患者和健康患者，所测量和所记录的Hdp和反射功率能量值可以有所不同。然而，对于患有相同或密切相关的不良健康状况的患者，这种Hdp和反射功率能量值可以基本上类似。所测量和所记录的代表性Hdp和反射功率能量变化值以及对SFq的标识因此为各种形式的不良健康状况提供了诊断和治疗机会。另外，这种Hdp变化值可以准许诊断健康患者的状况。

返回参考图7(这里仅描述了本发明的经编程发生器部分)，微处理器21作为施加系统的控制器进行操作并通过地址总线22、数据总线23和输入/输出(I/O)线25连接以控制系统的各个部件。微处理器21优选地包括用于操作代码、控制程序和临时数据的内部存储装置。另外，微处理器21包括输入/输出(I/0)端口和内部定时器。微处理器21可以是例如可从加利福尼亚州圣克拉拉(Santa Clara,California)的英特尔公司(Intel Corporation)获得的8位单芯片微控制器8048或8051。微处理器21的定时是由包括时钟晶体26以及电容器27和28的系统时钟24提供的。系统时钟24可以以适合于所使用的特定类型的微处理器的任何时钟频率运行。根据一个实施例，系统时钟24以8.0MHz的时钟频率进行操作。

通常，微处理器21用于控制可控电磁能量发生器电路29以产生期望的形式的经调制低能量电磁发射以用于通过探针13施加于患者。可控发生器电路29包括调制频率发生器电路31和载波信号振荡器32。微处理器21操作以通过振荡器禁用线33激活或去激活可控发生器电路29。可控发生器电路29还包括AM调制器和功率发生器34，该AM调制器和功率发生器操作以对由载波振荡器32在载波信号线36上产生的载波信号进行调幅，调制信号由调制信号发生器电路31在调制信号线37上产生。调制器34在经调制载波信号线38上产生经调幅载波信号，然后滤波器电路39被施加该经调幅载波信号。滤波器电路39经由同轴电缆12和阻抗变换器14连接到探针13。

微处理器21通过地址总线22、数据总线23和I/O线25控制可控发生器电路29的调制信号发生器电路31。具体地，微处理器21经由I/O线25选择存储在调制波形存储设备43中的期望波形。微处理器21还控制波形地址发生器41以在波形地址总线42上产生施加到调制信号存储设备43的地址序列，以便检索选定的调制信号。期望的调制信号是从波形查找表43中检索的，并将该期望的调制信号以数字形式施加到调制信号总线44。将调制信号总线44施加到将数字调制信号转换成模拟形式的数模转换器(DAC)46。然后，将此模拟调制信号施加到选择性滤波器47，该选择性滤波器在微处理器21的控制下通过使用包括电阻器48以及电容器49和51的可变滤波器网络对模拟调制信号进行滤波，以便平滑由DAC 46在调制信号线20上产生的波形。

在本发明的实施例中，各种调制信号波形是存储在查找表43中的。在实施例中，查找表43可以包含至多8种不同的调制信号波形，尽管查找表中可以存储更多或更少的波形。已经成功采用的波形包括方波形或正弦波形。其他可能的调制信号波形包括经整流正弦波形、三角波形和以上所有项的组合。

在实施例中，每个调制信号波形使用256字节的存储器并且是通过遍历256个连续地址而从查找表43中检索的。应注意，如对于本领域普通技术人员将显而易见的，在本披露内容的范围内，每种波形可以使用更多或更少字节的存储器。调制信号的频率是由从查找表43中检索波形的速度控制的。在实施例中，这是通过将控制代码从微处理器21下载到包含在波形地址发生器41中的可编程计数器中来完成的。可编程计数器的输出然后驱动在波形地址总线42上生成地址序列的波纹计数器。

波形地址发生器41可以例如是可从NEC获得的可编程定时器/计数器uPD65042C。调制信号存储设备或查找表43可以例如是用期望的波形表编程的28C16型电可擦可编程只读存储器(EEPROM)。数模转换器46可以例如是DAC端口，如可从美国模拟器件公司(AnalogDevices)获得的AD557JN，并且选择性滤波器47可以是可从美国国家半导体公司(NationalSemiconductor)或美国哈里斯半导体公司(Harris Semiconductor)获得的4052型多路复用器。在本披露内容的范围内，可以使用另外的或替代性部件。

由微处理器21用来控制可控发生器电路29的操作的特定调制控制信息根据本发明是存储在应用程序存储设备52中的，或者就本发明而言可以是被适配成为接口16加载介于高频电平与低频电平之间的AM频率的可变AM频率调谐设备。应用程序存储设备52可以是能够存储信息以供以后检索的任何存储设备。应用程序存储设备52通过接口16连接到处理系统以完成本发明中的集成解决方案。

应当强调的是，尽管附图展示了微处理器21与应用程序存储设备52分离，但是微处理器21和将从处理系统加载的控制程序存储在可编程发生器中的应用程序存储设备52。如本文所描述的，控制程序一旦加载到系统中就控制系统的操作。在这种情况下，接口16将会存在于微处理器21和应用程序存储设备52的组合与系统的其余部分之间。

接口16被配置成适合于所使用的特定应用程序存储设备52。接口16将存储在应用程序存储设备52中的控制信息转化成可用形式，以用于存储在微处理器21的存储器内，以使微处理器21能够控制可控发生器电路29以产生期望的经调制低能量发射。接口16可以直接读取存储在应用程序存储设备52上的信息，或者可以通过与处理系统的通信链路读取信息。当应用程序存储设备52和微处理器21并入同一设备中时，接口16被配置成将微处理器21连接到系统的其余部分。

存储在应用程序存储设备52中的控制信息指定了通过探针13施加于患者的经调制低能量RF电磁发射的各种可控参数。这种可控参数包括例如载波的频率和幅度、载波的调制的幅度和频率、发射的时长、发射的功率电平、发射的占空比(即，在应用期间施加的脉冲发射的开启时间与关闭时间之比)、针对特定应用的不同调制频率的施加顺序以及针对特定患者开出的治疗的总数和每次治疗的时长。

例如，可以选择载波信号和调制信号以利用经调幅信号来驱动探针13，其中，该载波信号包括低于1GHz并且优选地介于1MHz与900MHz之间的光谱频率分量，并且其中，该调制信号包括介于约0.1Hz到约10MHz之间、介于约1Hz与约150KHz之间、介于约0.01Hz与约1,000Hz之间或介于约0.01Hz与约2,000Hz之间的光谱频率分量。在实施例中，可以对一个或多个调制频率进行排序以形成调制信号。

作为另外的特征，可以提供电磁发射传感器53以检测在载波振荡器32的频率下的电磁发射的存在。发射传感器53向微处理器21提供是否存在在期望的频率下的电磁发射的指示。然后，微处理器21采取适当的动作，例如，在信息输出显示器17上显示错误消息、禁用可控发生器电路29等。

系统可以进一步包括功率传感器54，该功率传感器检测通过探针13施加于患者的功率量相比于从患者返回或反射的功率量。此比率指示在治疗性疗程期间对系统的正确使用。功率传感器54通过功率感测线56向微处理器21施加对通过探针13施加于患者的功率量相对于从患者反射的功率量的指示。

功率感测线56上提供的指示可以由微处理器21数字化并使用，例如，以检测并控制施加的功率的电平并且在应用程序存储设备52上记录与所施加的实际治疗有关的信息。到处理系统的数据传送信息可以包括例如：在给定时间段内施加的治疗的数量；每次治疗的实际时间和日期；尝试的治疗的数量；治疗依从性(即，在治疗疗程期间探针是否在适当的位置)；以及特定调制频率的累积剂量。

优选地控制施加的功率电平以使患者吸收的能量的比吸收率(SAR)为1微瓦特每千克组织到50瓦特每千克组织。优选地，控制功率电平以使SAR为100微瓦特每千克组织到10瓦特每千克组织。最优选地，控制功率电平以递送在仅0.2mW/kg到1mW/kg的范围内的全身平均SAR，150mW/kg与350mW/kg之间有1g峰值空间SAR。这些SAR可以在患者的任何组织中。系统还包括供电电路系统，该供电电路系统包括电池和充电器电路57以及电池电压改变检测器58。

在集成解决方案中，组合或使用具有上文描述的性质的两个医疗设备，但是执行源自其初始概念和应用的不同但同步的任务，如在暴露或施加EMF频率输出信号之前、期间或之后测量并记录Hdp值(提及的至少九种参数值)以及标识代表性Hdp变化值和SFq，这已经提供了科学且可重现的方法来诊断并治疗患者的健康状况，下文提供了例如具体地与一种不同形式的癌症诊断有关的另外的科学细节。

先前已经报告了对当暴露于低且安全的电平的在特定频率下调幅的27.12MHz射频电磁场时在诊断出癌症的患者体内的脉冲幅度的改变的标识。(Barbault,A.等人,Amplitude-modulated electromagnetic fields for the treatment of cancer:discovery of tumor-specific frequencies and assessment of a novel therapeuticapproach[经调幅电磁场用于治疗癌症：肿瘤特异性频率的发现和对新型治疗性方法的评估],J.Exp.Clin.Cancer Res.28,51,doi:10.1186/1756-9966-28-51(2009))。观察到在患有相同类型的癌症的患者中脉冲幅度的改变在恰好相同的频率下发生，这导致了以下假设：每种类型的癌症具有特定的频率签名特征。(同上)体外实验已经表明，肿瘤特异性频率对癌细胞具有抗增殖作用、调节参与细胞迁移和侵袭的基因的表达并且能够破坏有丝分裂纺锤体。(Zimmerman,J.W.等人,Cancer cell proliferation is inhibited by specificmodulation frequencies[癌细胞的增殖受到特定调制频率的抑制],British Journal ofCancer 106,307-313(2012))。在两项单独的研究中评估了这些肿瘤特异性频率的临床活性，在这些研究中，用在肿瘤特异性频率下调制的颊内施用AM RF EMF来治疗患者。在患有转移性乳腺癌(Barbault,A.等人,(2009))和晚期肝细胞癌(Costa,F.P.等人,Treatmentof advanced hepatocellular carcinoma with very low levels of amplitude-modulated electromagnetic fields[用低电平的经调幅电磁场治疗晚期肝细胞癌],British Journal of Cancer 105,640-648(2011))的患者体内观察到抗肿瘤活性，并且在患有其他肿瘤类型的患者体内观察到稳定疾病。

此研究被设计成测试以下假设：在温血哺乳动物受试者体内分析在暴露于肿瘤特异性频率时的Hdp改变是新型非侵入性诊断方法。方法还能够标识要用于治疗患者体内的健康状况的SFq。

由位于以下地址的叙利亚黎巴嫩医院机构审查委员会(IRB)((Hospital SírioLibanês Institutional Review Board)审查并批准了下文所描述的实验程序：Rua DonaAdma Jafet,50Conj.41/43,巴西圣保罗SP 01.308-050( Paulo SP 01.308-050Brazil)。参加本研究的所有患者和健康个体均签署了知情同意书，该知情同意书经IRB批准。方案在第1名患者入组之前进行了注册：clinicaltrial.gov标识的编号NCT01686412。筛选了87个人，并且预期入组82个人。在进行计算分析之前，披露患者的诊断和AM RF EMF暴露的性质(HCC特异性频率、乳腺癌特异性频率和随机选择的频率)以构成知识库。验证组包括经活检证实患有癌症(晚期HCC和晚期乳腺癌)的患者和健康对照者。最后一组包括患有潜在可切除的HCC的患者。

先前已详细描述了用于本研究的AM RF EMF设备。(Costa,F.P.等人,Britishjournal of cancer 105,640-648(2011))。虽然接受AM RF EMF治疗的患者每天一次、每天两次或每天三次地暴露于约35分钟到约1小时的治疗，但在单次暴露约10分钟或约35分钟期间测试了AM RF EMF施用的诊断可行性，以便使所有个体一次暴露于194个肿瘤特异性频率(HCC特异性和乳腺癌特异性)中的每一个，这些肿瘤特异性频率各自被发射约三秒或约十秒。(Barbault,A.等人,J.Exp.Clin.Cancer Res.28,51,doi:10.1186/1756-9966-28-51(2009)；Zimmerman,J.W.等人,British Journal of Cancer 106,307-313(2012)；Costa,F.P.等人,British Journal of Cancer 105,640-648(2011))。类似地，在先前报告的236个随机选择的频率中选择了194个(Zimmerman,J.W.等人,British Journal of Cancer106,307-313(2012))以匹配肿瘤特异性频率的数量和暴露时长。因此，每个个体都暴露于包括在治疗程序中的每一个的所有频率(HCC特异性频率、乳腺癌特异性频率和随机选择的频率)。如先前所描述的，从最低频率到最高频率，每个调制频率被发射约三秒。((Barbault,A.等人,J.Exp.Clin.Cancer Res.28,51,doi:10.1186/1756-9966-28-51(2009)；Zimmerman,J.W.等人,British journal of cancer 106,307-313(2012)；Costa,F.P.等人,British journal of cancer 105,640-648(2011))。

使用上述系统记录并分析Hdp值的各个示例描述于在2017年12月15日提交的名称为“System for Characterization,Diagnosis,and Treatment of a Health Conditionof a Patient and Methods of Using Same(用于表征、诊断并治疗患者的健康状况的系统及其使用方法)”的美国专利申请号15/844,214中，该美国专利申请的内容通过援引以其全文并入本文。

在如本文所描述的系统和技术的某些应用中，特定频率信号或一组频率的施加在为患者提供预后和预测益处以及为患者提供治疗方面都会是有益的。例如，当治疗如HCC等特定类型的癌症时，施加一系列特定电磁频率(例如，如图13E所示的一组194个具体地选定的频率)或者在约0.01Hz到约20KHz的范围内或在约0.01Hz到约2KHz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率在本质上可以是治疗性的并且可以提供预后和预测信息(通过例如测量患者对频率的施加的HRV响应)。另外，也可以测量信息，如患者吸收的能量的量、患者反射的能量的量以及可以被记录并分析以提供另外的信息的其他类似的可测量的量，如下文所描述的。

如上文指出的，为了向患者施用选定的频率，可以使用载波信号。例如，振荡器302可以被配置成产生具有如27.12MHz等特定频率的载波信号。然而，通过调制载波的幅度，调制信号可以在例如如图13E所示的194个频率中的每一个下或者在约0.01Hz到约20KHz的范围内、在约10Hz到约1,000Hz的范围内或在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在约10Hz到约1,000Hz的范围内或在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在约10Hz到约1,000Hz的范围内或在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在如下表1所展示的一系列电磁频率下产生。在又其他实施例中，调制信号可以在约0.01Hz到约20KHz的范围内每约3Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在约10Hz到约1,000Hz的范围内或在约10Hz到约2,000Hz的范围内约每3Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在约0.01Hz到约20KHz的范围内约每10Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在约10Hz到约1,000Hz的范围内或在约10Hz到约2,000Hz的范围内约每10Hz出现的一系列电磁频率下产生。在一些实施例中，调制信号可以在如下表1所展示的一系列电磁频率下产生。

表1(以Hz为单位)

10	76	142	208	274	340	406	472	538	604	670	736	802	868	934	1000
																13	79	145	211	277	343	409	475	541	607	673	739	805	871	937
16	82	148	214	280	346	412	478	544	610	676	742	808	874	940
																19	85	151	217	283	349	415	481	547	613	679	745	811	877	943
22	88	154	220	286	352	418	484	550	616	682	748	814	880	946
																25	91	157	223	289	355	421	487	553	619	685	751	817	883	949
28	94	160	226	292	358	424	490	556	622	688	754	820	886	952
																31	97	163	229	295	361	427	493	559	625	691	757	823	889	955
34	100	166	232	298	364	430	496	562	628	694	760	826	892	958
																37	103	169	235	301	367	433	499	565	631	697	763	829	895	961
40	106	172	238	304	370	436	502	568	634	700	766	832	898	964
																43	109	175	241	307	373	439	505	571	637	703	769	835	901	967
46	112	178	244	310	376	442	508	574	640	706	772	838	904	970
																49	115	181	247	313	379	445	511	577	643	709	775	841	907	973
52	118	184	250	316	382	448	514	580	646	712	778	844	910	976
																55	121	187	253	319	385	451	517	583	649	715	781	847	913	979
58	124	190	256	322	388	454	520	586	652	718	784	850	916	982
																61	127	193	259	325	391	457	523	589	655	721	787	853	919	985
64	130	196	262	328	394	460	526	592	658	724	790	856	922	988
																67	133	199	265	331	397	463	529	595	661	727	793	859	925	991
70	136	202	268	334	400	466	532	598	664	730	796	862	928	994
																73	139	205	271	337	403	469	535	601	667	733	799	865	931	997

在某些实施方式中，如图13A所示的信号可以代表通过调制载波信号的幅度产生的AMRF EMF信号。如图13A所示，通过调制信号的幅度，可以实现变化的调制深度，由此产生具有特定调制频率的经调制信号。然而，如图13A进一步所示，在调幅期间，载波信号的频率保持不变，例如，在此示例中为27.12MHz。

对于HRV的精确测量，为了标识人体内的生物替代物，能够以很短的时间段间隔标识时域非线性系统中的信号的高度精确且集成的系统。例如，实时协调的低能量电磁暴露(R.O.L.E.X.)系统(如图9B所示的系统900)可以将监测设备902、射频发生器904、数据库908和计算设备同步，该数据库被配置成以精确、可靠且可再现的方式存储用于血液动力学记录和数据处理的动态数据文库，该计算设备被配置成存储并执行人工智能计算算法和处理技术。

在某些实施方式中，并且考虑到针对每次心跳(心跳到心跳)记录了所有血液动力学参数并且在几秒钟内测量了频率调制暴露时间，程序协调器906可以被配置成控制监测仪902和频率发生器904并且针对每个新的频率调制暴露向监测仪发送干预信号以用于后面的数据同步。数据滤波、数据同步、用于时域参数的计算的数据处理以及A.I.数据变换都是按照严格的计算过程并且使用如下文所描述的技术和过程自动地执行的。

为了收集数据来训练并改善如本文所描述的A.I.，可以收集初始患者数据以训练初始机器学习算法(在下文中在图65的讨论中更详细地解释)。例如，图10展示了可以表示针对一组患者的数据收集的两个数据流程。初始流程1005包括收集一组患者的常规治疗信息。这些患者可以被诊断为健康或患有一种或多种小病或疾病(如HCC)。可以监测患者的血液动力学参数并将其收集到初始数据集1007中。

类似地，第二数据流程1010也可以包括使用电磁暴露收集患者的数据。例如，可以确定一组特定频率(或者可以使用标准的一组频率)，如图13E所示的一组频率。RF发生器可以产生那些频率并使一组患者暴露于这些频率。HD监测仪可以测量患者对暴露的血液动力学响应并且收集这些数据并将其记录为数据集1012。

在某些实施方式中，如图10所描述的过程和技术可以用于调谐对特定患者的治疗。例如，如图11所示，可以基于针对其他患者收集的记录、患者1105的初始测试结果以及机器学习/A.I.技术来自动地确定或计算针对患者1105的专门或经调谐治疗。例如，如图11所示，可以如上文中在图10的讨论中所描述地收集患者记录。然后可以分析患者记录并进行进一步处理，以将记录变换为被配置成被输入到一种或多种机器学习算法中的数据格式。然后可以进一步分析机器学习算法的输出，并将其与特定患者的信息(例如，人口统计信息、先前的测试结果、初始能量暴露信息)进行比较，以确定该患者的特定治疗方案。在某些实施方式中，个性化治疗方案可以包括频率或能级的经自动调谐集合1110，以用于在患者1105暴露于如本文所描述的电磁能量期间使用。

如图18A、图18C和图18D所示，可以实施特定治疗时间线以用于使患者暴露于一组经调制频率信号。如图18A、图18C和图18D所示，患者可以以仰卧位放松。可以包括约十分钟的初始非暴露时间段，以使患者放松并建立各种血液动力学参数和HRV的基线。在初始非暴露时间段之后，患者可以暴露于载波信号(即，在没有调幅的情况下在恒定幅度下)约十分钟的时间段。在初始暴露时间段之后，患者可以暴露于经调制频率暴露时间段约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟。在此时间期间，可以在特定时间段内向患者施加一组频率(例如，如本文描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz的范围内、在约10Hz到约1,000Hz的范围内或在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率)中的每一个。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每3Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每4Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每5Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每6Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每7Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每8Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每9Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以约每10Hz出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每3Hz到约每10HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每4Hz到约每10HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每5Hz到约每10HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每6Hz到约每10HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每7Hz到约每10HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每8Hz到约每10HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每9Hz到约每10HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每3Hz到约每9HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每3Hz到约每8HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每3Hz到约每7HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每3Hz到约每6HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每3Hz到约每5HZ的范围内出现。在一些实施例中，在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内的一系列电磁频率可以在约每3Hz到约每4HZ的范围内出现。在一些实施例中，特定时间段为每频率约2秒或约3秒。在另外的实施例中，特定时间段为每频率约10秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约2秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约3秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约4秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约5秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约6秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约7秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约8秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约9秒。在一些实施例中，特定时间段为每频率约10秒。

在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在一些实施例中，暴露时间段为约35分钟(图18A、图18C、图18D)。在另外的实施例中，暴露时间段为约10分钟(图18C和图18D)。在一些实施例中，暴露时间段为约120分钟或约60分钟。在初始暴露时间段之后，系统可以使患者暴露于另一个载波信号时间段约10分钟，在此期间，患者的身体可以从约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟的初始暴露时间段恢复(图18A和图18C)。在约十分钟的第二载波信号时间段结束时，患者可以再次暴露于约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟的第二经调制频率信号时间段(图18A和图18C)。像之前一样，在此时间期间，可以在特定时间段内(例如，每频率约2秒到约3秒或每频率约10秒)向患者施加一组频率(例如，如本文所描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率)中的每一个。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个，其中，该暴露时间段可以为约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在此第二暴露时间段之后，患者可以再次暴露于载波频率约十分钟，在此之后，结束治疗疗程。

上文描述的治疗时间线可以包括治疗疗程。如图18A和图18C所示，可以在第二天为患者重复治疗疗程。治疗疗程可以进行连续或不连续的一天或多天。在一些实施例中，治疗疗程进行一天。在一些实施例中，治疗疗程进行连续的两天。在一些实施例中，治疗疗程进行不连续的两天。在一些实施例中，治疗疗程进行每周一次、每周两次、每周三次或其组合。在一些实施例中，治疗疗程进行每月1次、每月2次、每月3次、每月4次、每月5次、每月6次、每月7次、每月8次、每月9次、每月10次、每月11次、每月12次、每月13次、每月14次、每月15次、每月16次、每月17次、每月18次、每月19次、每月20次、每月21次、每月22次、每月23次、每月24次、每月25次、每月26次、每月27次、每月28次、每月29次、每月30次或其组合。

在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约1年、约2年、约3年、约4年、约5年、约6年、约7年、约8年、约9年、约10年、约11年、约12年、约13年、约14年、约15年、约16年、约17年、约18年、约19年、约20年、约21年、约22年、约23年、约24年、约25年、约26年、约27年、约28年、约29年、约30年、约31年、约32年、约33年、约34年、约35年、约36年、约37年、约38年、约39年、约40年、约41年、约42年、约43年、约44年、约45年、约46年、约47年、约48年、约49年、约50年或其组合。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约1年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约2年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约3年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约4年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约5年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约6年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约7年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约8年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约9年。在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程总计约10年。

在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程持续上文描述的任何年数，直到肿瘤进展减少。在一些实施例中，肿瘤进展减少约1％到约10％、约1％到约20％、约1％到约30％、约1％到约40％、约1％到约50％、约1％到约60％、约1％到约70％、约1％到约80％、约1％到约90％、约1％到约99％。在一些实施例中，肿瘤进展减少约20％到约30％、约20％到约40％、约20％到约50％、约20％到约60％、约20％到约70％、约20％到约80％、约20％到约90％、约20％到约99％。在一些实施例中，肿瘤进展减少约40％到约50％、约40％到约60％、约40％到约70％、约40％到约80％、约40％到约90％、约40％到约99％。在一些实施例中，肿瘤进展减少约60％到约70％、约60％到约80％、约60％到约90％、约60％到约99％。

在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程持续上文描述的任何年数，直到观察到肿瘤消退。在一些实施例中，肿瘤消退是通过测量肿瘤大小减少的百分比来确定的。在一些实施例中，肿瘤消退为约1％到约10％、约1％到约20％、约1％到约30％、约1％到约40％、约1％到约50％、约1％到约60％、约1％到约70％、约1％到约80％、约1％到约90％、约1％到约99％。在一些实施例中，肿瘤消退为约20％到约30％、约20％到约40％、约20％到约50％、约20％到约60％、约20％到约70％、约20％到约80％、约20％到约90％、约20％到约99％。在一些实施例中，肿瘤消退为约40％到约50％、约40％到约60％、约40％到约70％、约40％到约80％、约40％到约90％、约40％到约99％。在一些实施例中，肿瘤消退为约60％到约70％、约60％到约80％、约60％到约90％、约60％到约99％。

在一些实施例中，治疗疗程进行上文描述的任何连续或不连续的天数，或者上文描述的任何数量的每月治疗疗程持续上文描述的任何年数，直到不再测量到肿瘤。

应当注意，如图18A所示的治疗时间表仅通过举例的方式提供。在某些实施方式或患者特异性治疗时间线中，可以改变或以其他方式更改如图18A所示的各种细节。例如，可以将经调制频率暴露时间段的数量改变为小于或大于两个。进一步，可以将载波频率暴露时间段的数量改变为小于或大于两个。类似地，可以改变载波频率和/或经调制频率暴露时间段的长度。进一步，经调制频率可以在一个或多个暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。

在一些实施例中，患者可以以仰卧位放松。可以包括约十分钟的初始非暴露时间段，以使患者放松并建立各种血液动力学参数和HRV的基线。在初始非暴露时间段之后，患者可以暴露于载波信号(即，在没有调幅的情况下在恒定幅度下)时间段约十分钟。在初始暴露时间段之后，患者可以暴露于经调制频率暴露时间段约35分钟。在此时间期间，可以在特定时间段内(例如，每频率10秒或每频率3秒)向患者施加一组频率(例如，如本文描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率)中的每一个。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在约35分钟的初始暴露时间段之后，系统可以使患者暴露于约10分钟的另一个载波信号时间段，在此期间，患者的身体可以从约35分钟的初始暴露时间段恢复。在约十分钟的第二载波信号时间段结束时，患者可以再次暴露于约10分钟的经调制频率信号时间段。在此时间期间，可以在特定时间段内(例如，每频率2秒或3秒或每频率10秒)向患者施加一组频率(例如，如本文描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率)中的每一个。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在此第二经调制频率暴露时间段之后，患者可以再次暴露于载波频率约十分钟，在此之后，结束治疗疗程。可以在第二天为患者重复相同的治疗疗程。治疗疗程可以进行连续或不连续的一天或多天。在一些实施例中，治疗疗程进行一天。在一些实施例中，治疗疗程进行连续的两天。在一些实施例中，治疗疗程进行不连续的两天。

在一些实施例中，患者可以以仰卧位放松。可以包括约十分钟的初始非暴露时间段，以使患者放松并建立各种血液动力学参数和HRV的基线。在初始非暴露时间段之后，患者可以暴露于载波信号(即，在没有调幅的情况下在恒定幅度下)时间段约十分钟。在初始暴露时间段之后，患者可以暴露于约50分钟、约60分钟或约120分钟的经调制频率暴露时间段。在此时间期间，可以每频率约3秒地向患者施加在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz、约100Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率(图18E)。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在此初始暴露时间段之后，系统可以使患者暴露于另一个载波信号期间约10分钟，在此期间，患者的身体可以从初始暴露时间段恢复，在此之后，结束治疗疗程。可以在第二天为患者重复相同的治疗疗程。治疗疗程可以进行连续或不连续的一天或多天。在一些实施例中，治疗疗程进行一天。在一些实施例中，治疗疗程进行连续的两天。在一些实施例中，治疗疗程进行不连续的两天。

在一些实施例中，患者可以以仰卧位放松。可以包括约十分钟的初始非暴露时间段，以使患者放松并建立各种血液动力学参数和HRV的基线。在初始非暴露时间段之后，患者可以暴露于载波信号(即，在没有调幅的情况下在恒定幅度下)时间段约十分钟。在初始暴露时间段之后，患者可以暴露于经调制频率暴露时间段约50分钟、约60分钟或约120分钟。在此时间期间，可以每频率约3秒地向患者施加在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz、约100Hz到约1,000Hz约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率(图18E)。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在此初始暴露时间段之后，系统可以使患者暴露于另一个载波信号时间段约10分钟，在此期间，患者的身体可以从初始暴露时间段恢复。在一些实施例中，系统可以确定患者是否要暴露于经调制频率信号另外的时间段。如果患者要暴露于另一个时间段，则系统可以使患者暴露于另一个经调制频率暴露时间段。在一些实施例中，另外的经调制频率暴露包括在初始经调制频率暴露时间段内更改了血液动力学参数(例如，心率变异性)的经调制频率。在一些实施例中，另外的经调制频率暴露包括在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率。在初始或另外的经调制频率暴露之后，系统可以使患者暴露于另一个载波暴露时间段约十分钟。如果患者将不暴露于另一个经调制频率时间段，则过程可以结束。可以在第二天为患者重复相同的治疗疗程。治疗疗程可以进行连续或不连续的一天或多天。在一些实施例中，治疗疗程进行一天。在一些实施例中，治疗疗程进行连续的两天。在一些实施例中，治疗疗程进行不连续的两天。

如图18D所展示的，在一些实施例中，患者可以以仰卧位放松。可以包括约十分钟的初始非暴露时间段，以使患者放松并建立各种血液动力学参数和HRV的基线。在初始非暴露时间段之后，患者可以暴露于载波信号(即，在没有调幅的情况下在恒定幅度下)时间段约十分钟。在初始暴露时间段之后，患者可以暴露于经调制频率暴露时间段约35分钟或约10分钟。在此时间期间，可以在特定时间段内(例如，每频率约10秒或每频率约3秒)向患者施加一组频率(例如，如本文描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率)中的每一个。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在约35分钟或约10分钟的初始暴露时间段之后，系统可以使患者暴露于包括更改了血液动力学参数(例如，心率变异性)的初始经调制频率的另一个暴露时间段。在一些实施例中，在约35分钟或约10分钟的初始暴露时间段之后，系统可以使患者暴露于包括未更改血液动力学参数(例如，心率变异性)的初始经调制频率的另一个暴露时间段。在一些实施例中，在约35分钟或约10分钟的初始暴露时间段之后，系统可以使患者暴露于另一个暴露时间段，该暴露时间段包括如本文描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率中的所有频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在此第二经调制频率暴露时间段之后，患者可以再次暴露于载波频率约十分钟，在此之后，结束治疗疗程。可以在第二天为患者重复相同的治疗疗程。治疗疗程可以进行连续或不连续的一天或多天。在一些实施例中，治疗疗程进行一天。在一些实施例中，治疗疗程进行连续的两天。在一些实施例中，治疗疗程进行不连续的两天。

如上文指出的，对于特定患者，可以定制或自动调谐治疗，使得前向能量(例如，在载波和调制频率信号中使用的能量)是专门为特定患者选择的。此自动调谐可以是基于如患者信息(例如，健康状况、体积和体重、先前的治疗信息)等各种因素针对特定患者确定的，使得在治疗期间向患者施加的前向能量以及在治疗期间由患者吸收的能量在其他类似患者的正常或平均能量值的特定范围或阈值内。如图18B所示，可以在约十分钟的初始载波频率时间段之前进行此自动调谐。

另外，如图18B所示，在经调制频率暴露时间段期间，也可以测量反射能量。反射能量提供对有多少前向能量没有通过患者吸收或传输的指示。由于传输能量对于患者通常是恒定的，因此可以认为在治疗期间传输能量对于患者是可忽略的。因此，通过测量反射能量，系统可以粗略估计患者在暴露时间段期间吸收的能量的量。

另外，通过测量反射能量，系统还可以确定用于评估并诊断特定小病或疾病的替代数据点。例如，在如本文描述的过程和技术的开发期间完成的相关研究中，观察到图63B中的数据。如图63B所示，通过测量并绘制患者群体的前向能量对反射能量，可以看到能级的各个频带。另外，对于HCC患者，反射能量落入通常低于健康患者的反射能量频带的频带中。当确定患者是否要(或可能要)被诊断为患有HCC时，这种情况可以用作另一个因素。另外，由于HCC患者的反射能级较低，这将会可能指示HCC患者在细胞水平上比健康患者吸收的能量更多，因此可能提供了关于为何如本文描述的经调制频率暴露导致癌细胞的细胞功能障碍的至少一部分解释。

如上文指出的，图18A至图18D展示了用于患者治疗的各种治疗时间线。这些时间线还总结在如图64所示的过程流程中。如图64所示，系统(例如，如图9B所示的协调器906)最初可以自动调谐6405特定患者的前向能量。在自动调谐之后，系统可以使患者暴露6410于初始载波信号约十分钟。在初始暴露约十分钟之后，系统可以使患者暴露6415于初始经调制频率信号约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟，如本文描述的。在初始经调制频率暴露之后，系统可以使患者暴露6420于另一个载波暴露时间段约十分钟。系统然后可以确定6425患者是否要暴露于经调制频率信号另外的时间段。如果患者要暴露另一个时间段，则过程可以返回到步骤6415，在该步骤中，系统使患者暴露于另一个经调制频率暴露时间段约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟。如果患者将不暴露于另一个经调制频率时间段，则如图64所示的过程可以结束。

在一些实施例中，系统最初可以自动调谐6405特定患者的前向能量。在自动调谐之后，系统可以使患者暴露6410于初始载波信号约十分钟。在初始暴露约十分钟之后，系统可以使患者暴露6415于初始经调制频率信号约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟，如本文描述的。系统然后可以确定6425患者是否要暴露于经调制频率信号另外的时间段。如果患者要暴露另一个时间段，则过程可以返回到步骤6415，在该步骤中，系统使患者暴露于另一个经调制频率暴露时间段约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟。在一些实施例中，在初始经调制频率暴露之后，系统可以使患者暴露6420于另一个经调制频率暴露。在一些实施例中，另外的经调制频率暴露包括更改了血液动力学参数(例如，心率变异性)的经调制频率。在一些实施例中，另外的经调制频率暴露包括未更改血液动力学参数(例如，心率变异性)的经调制频率。在一些实施例中，另外的经调制频率暴露包括194个经调幅频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在初始或另外的经调制频率暴露之后，系统可以使患者暴露6420于另一个载波暴露时间段约十分钟。如果患者将不暴露于另一个经调制频率时间段，则如图64所示的过程可以结束。

如上文指出的，仅通过举例的方式提供如图64所示的暴露时间段的定时和顺序。另外，在某些实施方式中，确定是否进行另一个暴露时间段可以由另一个决策者(如患者的医师)来确定。

如本文描述的A.I.和相关算法可以包括机器学习或其他类似的基于统计的建模技术。例如，所使用的算法可以取决于算法的预期结果。例如，处理设备可以被配置成基于第一组结果数据使用第一过程或算法来计算如上文描述的对得出的权重的细化，同时基于第二组结果数据使用第二或不同过程/算法来计算如上文描述的对得出的权重的细化。可以使用不同的方法和算法来一致地或基本上同时地计算经细化权重。然后可以比较/进一步分析不同方法和算法中的每一种的输出以确定哪个输出的评级最高，或者可以将每种方法和算法的输出组合成组合指标。

在一些实施方式中，如下文进一步详细地描述的机器学习模型可以在较大的群体上训练，例如，群体的范围可以是数千到成千上万的包括电生理学信息、人口统计信息和病史信息的患者记录。机器学习工具可以包括但不限于惩罚性回归/分类技术，如随机森林和梯度提升(例如，使用R或任何其他统计/数学编程语言实施的)、贝叶斯信念网络、协作过滤器、支持向量机以及其他类似的机器学习和分类技术。可以使用任何其他基于分类的机器学习工具，包括神经网络(如下文更详细地描述的)和支持向量机。因为机器学习工具可以是计算密集型的，所以可以在与医疗设备分离的服务器上进行机器学习工具的一些或所有处理。

关于如何将随机森林工具应用于给定数据集的概述可以说明分类工具可以在解译给定输入数据时如何工作。随机森林是决策树的集合。决策树是像流程图一样的结构，其中，每个节点表示对指标的测试，并且每个分支表示测试的结果。该树以分类标记终止，例如，在计算指标中的每一个之后在最后做出的决策。随机森林工具中的每棵树都在对给定的指标集进行分类时得到“投票”。有两个随机性组件参与随机森林的建造。首先，在创建每棵树时，选择总数据集的随机子样本来生长树。其次，在树的每个节点处，选择“分路器变量”，并将下方的患者分为两类。例如，可以将一类患者(例如，对特定药物呈肯定响应)与另一类患者(例如，对特定药物呈否定响应)分开。用另外的分路器变量来生长树，直到树的所有终端节点(叶)完全是一个类或另一个类。针对先前留出的患者记录对树进行“测试”。每个患者测试记录都遍历树，从而向下经过一个分支或另一个分支，这取决于每个分路器变量的记录中包括的指标。基于记录落在树上的位置(投票)，为患者测试记录分配预测结果。可以用基础数据集的新随机划分来重复整个过程，以产生另外的树并且最终产生“森林”。在每种情况下，可以使用不同的患者子集来建造树并测试其性能。

在开发以下示例实施方式中描述的结果时，训练预定数量的模型变化。例如，按顺序标记每个模型变化(例如，对于100次运行，标记为1至100)。在模型的每次运行中，软件对群体的预定部分(例如，80％部分)进行随机采用作为训练集并留出其余部分(例如，20％)作为验证集。

如上文指出的，机器学习工具可以在基础数据集的第一部分上训练模型并在数据集的第二部分上或在另一个单独的数据集上验证模型。在评估每个模型的性能时，可以基于特异性和敏感性参数来评估随机森林中的决策树内下方的决策的性能。例如，敏感性参数可以基于模型正确地预测患者是否有对药物治疗产生负面反应的风险的能力的量度。例如，敏感性参数可以基于模型正确地预测将对治疗产生负面反应的患者的比例。特异性参数可以基于要用特定药物治疗的患者并由相关模型预测为对药物治疗有正面反应的患者的比例。可能有利的是，在较高水平上最佳地平衡各个性能变量，如敏感性和特异性。例如，通过将特异性设置在相对较高的值，例如，95％，可以调整分类器模型内的基础阈值以使假阳性最小化。在定义了特异性之后，可以将敏感性量度视为一种类型的性能量度，例如，对于给定的模型，通常在15％至35％的范围内，然而，更小或更大的敏感性值也是可能的。

可以采用例如如下文描述的验证方案来验证经训练模型的预测性能。在实施方式中，验证阶段可以用于确定适当的阈值分数以用于对未来的患者进行分类(其中，结果当前是未知的，并且期望对结果进行预测)，并确定由机器学习工具生成的每个分类器模型的预测性能。为了验证各种模型和相关联的阈值分数，可以使用第二组个体，例如，验证群体(或队列)。例如，所使用的验证群体可以是新的验证群体。随着验证队列中的患者通过治疗而有所进展，最终将了解这些患者的结果。在实施例中，验证群体中的患者可以不同于上文描述的用于训练模型的训练和测试患者组。例如，患者的验证群体及其相关联的指标(验证指标)可以独立于患者的训练群体及其相关联的指标(训练指标)。在一些实施方式中，验证指标与训练指标之间可以存在重叠。

在一些实施方式中，可以通过以下方式中的至少一种来更新验证群体：1)调整验证指标中的一个或多个指标，以及2)基于将另外的一个或多个受试者附加到构成验证群体的受试者群体来扩展验证指标。可以基于更新的验证指标来细化用于对未来患者进行分类的阈值。例如，可以使用当前被治疗或监测或以其他方式未通过治疗而有所进展的患者的指标来调整验证指标中的该一个或多个指标，或者可以将患者的指标添加到验证群体作为来自新受试者的指标。在监测或治疗患者期间，在确定患者的新指标时，可以调整验证指标。在一些示例中，随着监测的患者通过治疗而有所进展，可以将患者的指标添加到验证群体和/或用于在患者通过治疗已经有所进展之后调整验证指标中的指标。

在一些实施方式中，可以通过以下方式中的至少一种来更新训练群体：1)调整训练指标中的一个或多个指标，以及2)基于将另外的一个或多个受试者附加到第一多个受试者来扩展训练指标。可以基于更新的训练指标来重新训练机器学习分类器模型。例如，在从当前患者确定另外的患者指标和/或从新患者确定指标时，可以例如在增加数量的指标上或在新的不同指标上对重新训练机器学习模型，以提供更新的分类器模型。可以在确定当前患者的新指标和/或新患者的指标时或在患者通过治疗已经有所进展之后更新训练群体。

图65展示了用于训练并验证如上文描述的机器学习算法的一个或多个分类器模型的示例流程。可以提供已知输入数据6502、6504、6506的集合或群体作为用于训练并验证分类器模型的数据集。例如，已知的患者记录数据集可以包括已经诊断出患有特定小病(如HCC)的1000名患者、其药物治疗方案以及每个患者的相关联的结果。可以将一定百分比的已知患者数据记录用作输入数据6502、6504、6506。例如，可以将80％的或800个患者记录用作输入6502、6504、6506。

输入数据6502、6504、6506可以馈送到数据聚合器6508中。数据聚合器6508可以被配置成将患者数据匹配到用于机器学习算法的单个训练输入中并且将训练输入配置成可由机器学习算法读取的格式。数据聚合器6508可以将训练数据馈送到算法6510中。算法6510可以包括一个或多个未经训练的数据结构，如一系列数据树(例如，使用如上文描述的随机森林工具组织的)。使用训练输入变量和来自输入数据6502、6504、6506的已知结果，算法6510可以迭代地处理训练集中的每个数据点，由此训练数据结构以更准确地产生预期的(和已知的)结果。

一旦算法6510耗尽了输入数据6502、6504、6506，算法就可以生成一个或多个输出6512。可以将输出6510与预期的输出(从初始群体得知的)进行比较，以确定现在训练的算法6510的特异性和敏感性。在某些实施方式中，验证数据6514可以用于使用另外的患者记录来进一步细化经训练算法6510。例如，可以将验证数据6514输入到验证模块中，以用于验证一个或多个经训练算法6510。为了继续以上示例，验证数据6514可以包括200个患者记录。典型地，训练数据集与验证数据集之间没有重叠，因为两次运行同一数据集没有任何优势。

作为用于对新患者进行分类(例如，针对如本文描述的一组患者指标产生新的输出)的验证分类器模型，所产生的结果可以用于使用闭环反馈系统更好地验证过程。例如，在对患者进行分类和治疗时，该治疗的结果可以包括在患者记录中并由例如患者的医师来验证。现在更新为包括已知的结果的患者记录然后可以作为反馈提供到验证模块。验证模块可以处理反馈，从而将生成的输出与患者的已知结果进行比较。基于此比较，验证模块可以进一步细化经验证算法，由此提供闭环系统，在该闭环系统中，定期地更新并升级模型。

一旦经过训练，算法6510就可以实施到如本文描述的人工智能中。例如，算法6510可以实施到如本文讨论的人工智能6510中。然后，使用经训练算法，如系统900等系统可以监测患者对施加的电磁能量的响应(例如，通过在暴露期间测量患者的HRV)以诊断患者是否患有例如HCC以及用于治疗患者的预后如何两者。如上文指出的，暴露于电磁能量的额外益处可以是在诊断和长期预示期间同时治疗癌症。

在某些示例中，可以观察到患者对施加的能量的响应的立即改变。例如，如图66所示，左图指示患者在最初的约35分钟疗法疗程期间(例如，如上文关于图18A、图18C或图18D描述的)对各种施加的频率响应。图66的右图展示了患者在约十分钟的休息时间段之后对同一组频率的响应。在一些实施例中，在没有如图18D所描绘的约十分钟休息时间段的情况下发生患者对同一组频率的响应。如图66所示，虽然有几个频率在患者体内引起类似的反应，但是现在有在患者体内引起反应(例如，患者的HRV有明显改变)的新的频率以及患者在休息时间段之后没有作出响应的几个先前标识的频率。这种结果可以指示对由最初的约35分钟暴露时间段引起的患者体内的立即细胞改变的指示。

如图67A所展示的，在一些实施例中，患者可以以仰卧位放松。可以包括约十分钟的初始非暴露时间段(即，休息)，以使患者放松并建立各种血液动力学参数和心率变异性(HRV)的基线。在初始非暴露时间段之后，患者可以暴露于载波频率(即，在没有调幅的情况下在恒定幅度下)约十分钟。在初始暴露时间段之后，患者可以暴露于一分钟经调制频率暴露时间段约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟。在此时间期间，可以在特定时间段内(例如，每频率10秒或每频率3秒)向患者施加一组频率(例如，如本文描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率)中的每一个。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟的初始暴露时间段之后，系统可以确定更改了血液动力学参数(例如，心率变异性)的一组频率(即，“活动频率”)。在一些实施例中，系统可以确定在第一暴露时间段期间更改了或未更改血液动力学参数的一组新频率。在一些实施例中，该组新频率的范围为更改了或未更改血液动力学参数(例如，心率变异性)的第一组频率中的约0Hz到约10Hz，优选地如图67B所描绘的在具有高肿瘤负荷和具有低肿瘤负荷的患者体内约0Hz到约7Hz。在一些实施例中，该组新频率可以与如本文描述的原始的194个频率或如本文描述的在约0.01Hz到约20KHz的范围内、在约10Hz到约1,000Hz的范围内或在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率组合以提供患者特异性治疗方案。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，向患者施用患者特异性治疗方案。在一些实施例中，在约十分钟的休息时间段之前或之后施用患者特异性治疗方案。在一些实施例中，患者特异性治疗方案移除了不产生血液动力学参数(例如，心率变异性)变更的频率。

在一些实施例中，新的活动频率由活动频率的分布来确定，如图68所展示的。在一些实施例中，活动频率的分布通过以下方程式进行变换：

X∩N(μ；σ²)，其中，X是具有平均值μ和方差σ²的正态分布的随机变量。因此，σ＝+√σ²是标准偏差。将随机变量X∩N(μ；σ²)变为标准正态分布Z∩N(0；1)的高斯变换可以是：Z_i(X)＝x_i–μ(x)/σ(x).(π.1)(标准化变量)。在一些实施例中，通过变量的此变换，可以将具有平均值μ(x)和方差σ²(x)的随机变量X变换为具有平均值μ(z)＝0和方差σ²(z)＝1的随机变量，无论哪个μ(x)是和σ²(x)。

在一些实施例中，中心极限定理可以提供平均值的示例分布，其中，在一些实施例中，平均值的示例分布随着其增长而趋于正态分布：在一些实施例中，特殊的频率组可以被称为形式θ_i的概述频率，i＝1、2、……、2μ+1，其中，

j＝0，1，...，(u-1).

其中：

f可以是在先前步骤中选择的活动频率。通过构建

μ可以是可以低于和高于f；(π.4)添加的频率数量；

δ可以是这些频率之间的恒差。

然后，研究中的频率数量可以为：n＝2u+1。

通过构建，所画出的频率分布(π.3)可以具有平均值其中，该平均值自然可以是在先前暴露中获得的活动频率进一步，这可以证明其示例标准偏差可以为：

所画出的一组频率可以是正态地分布的：

在一些实施例中，基线远端变量(DISD1，心率变异性)可能不会出现正态性。在一些实施例中，可以出现离群值。如图69所展示的，可以考虑两种类型的非典型值：离群值和影响点或杠杆点。

在一些实施例中，可以进行对离群值和影响点的标识。在一些实施例中，可以按照正态概率绘图的图形标准来进行对离群值和影响点的标识以检测潜在的离群值和/或影响点、学生化残差(RS)_i和库克距离(Cook's distance)(D_i)以“确认或不确认”影响点。

在一些实施例中，可以考虑线性回归模型：

其特征在于：

Z(DIDS1)_i＝β₀+β₁(freq_Hz)_i+e_i

(a)所提交的观察值(DISD1)可以被认为离群值。‖RS‖>2.0

(b)用于分析影响应答顺序i的影响的库克距离可以由以下方程式定义：

其中，在Z(DISD1)作为Z(freq)的函数的线性回归模型中：

r_i可以是响应的研究残差；

k可以是模型的参数数量；

h_ii—在由以下设计中的矩阵X的各列生成的空间上的响应的矢量的正交投影算子的第n个对角线值：H＝X(X’X)^-1X’，也称为帽子矩阵y。

在一些实施例中，如果则(DISD1)_i可以是有影响的。

如图70所描绘的，根据上文披露的实施例的正态概率绘图构建的影响点示例可以具有约3Hz的频率响应δ。在一些实施例中，约3Hz的频率响应δ可以独立于频率值。

在一些实施例中，患者可以以仰卧位放松。可以包括约十分钟的初始非暴露时间段(即，休息)，以使患者放松并建立各种血液动力学参数和心率变异性(HRV)的基线。在初始非暴露时间段之后，患者可以暴露于载波频率(即，在没有调幅的情况下在恒定幅度下)约十分钟。在初始暴露时间段之后，患者可以暴露于经调制频率暴露时间段约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟。在此时间期间，可以在特定时间段内(例如，每频率10秒或每频率3秒)向患者施加一组频率(例如，如本文描述的194个频率或者在约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率)中的每一个。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。系统可以在暴露时间段内重复地循环通过频率中的每一个。在约120分钟、约60分钟、约35分钟或约10分钟的初始暴露时间段之后，系统可以确定更改了血液动力学参数(例如，心率变异性)的一组频率(即，“活动频率”)。在一些实施例中，系统可以确定在第一暴露时间段期间更改了或未更改血液动力学参数的一组新频率。在另外的实施例中，系统可以确定更改了或未更改血液动力学参数的该组频率的频率属性。在一些实施例中，作为非限制性示例，频率属性可以是如图71所描绘的条形码系统。在一些实施例中，频率属性可以归于代码，其中，该代码可以是代码0、代码-1、代码1、代码2或其组合。如图72所展示的，在一些实施例中，频率属性可以是代码0，其中，代码0在条形码系统中展示为0条，频率属性可以是代码-1，其中，代码-1在条形码系统中展示为1条，频率属性可以是代码1，其中，代码1在条形码系统中展示为2条，频率属性可以是代码2，其中，代码2在条形码系统中展示为3条(在3个顺序的条之间没有空白的3个顺序的条)，或其组合。在另外的实施例中，代码0可以指示频率未导致血液动力学参数(例如，心率变异性)改变，代码-1可以指示频率导致血液动力学参数(例如，心率变异性)减小，代码1可以指示频率导致血液动力学参数(例如，心率变异性)增大，并且代码2可以指示频率导致血液动力学参数(例如，心率变异性)有非常高的增大或减小。

在一些实施例中，条形码系统具有频率间隔。在一些实施例中，条形码系统的频率间隔为约1Hz、约3Hz、约5Hz、约10Hz、约20Hz、约30Hz、约40Hz、约50Hz、约60Hz、约70Hz、约80Hz、约90Hz、约100Hz、约125Hz、约150Hz、约175Hz、约200Hz或介于所包括的各项之间的任何范围。在一些实施例中，条形码系统的频率间隔为约100Hz。

如本文描述的实时协调的低能量电磁暴露系统(R.O.L.E.X.系统)(例如，如图9B所示的系统900)可以提供队来自监测设备的完整原始数据、射频发生器命令日志、针对每次患者暴露的经合并且经变换数据文件以及其他相关数据的存储。可以根据智能动态文库格式对数据进行加密和存储，以便于数据捕获、新数据处理和数据检索，以支持用于未来研究活动的大量数据分析。为了进行质量控制，可以组织所有数据以支持独立的数据审核和数据验证。

另外，生物替代物可以是可使用非侵入性技术在人体内追溯的生物标志物。像任何其他生物标志物一样，此生物替代物可以提供证据(或反映对干预的生理响应)证明经调幅电磁场对器官功能或健康的其他方面有显著干扰。像任何其他生物标志物一样，此生物替代物可以与疾病的风险或进展或与疾病对给定治疗的易感性相关。

借助于在暴露于由R.O.L.E.X.系统标识的特定频率调制期间的显著HRV改变，生物替代物可以允许构建活动频率调制(能够引起HRV改变)的单独列表，以便以精确且非侵入性全身治疗方式使用。此技术解决方案支持对无数患者进行评估并且因此可以生成大量数据以进行数据挖掘和机器学习。

除了如本文描述的在不同肿瘤类型中癌症特异性频率的即时构建之外，还可以利用直接潜在临床应用研究生物替代物作为潜在的预后和预测癌症标志物。

在一些实施例中，AM RF EMF频率可以在受试者体内吸收、传输或反射(图62A)。在一些实施例中，反射频率可以具有反射系数(图62B)。在一些实施例中，可以测量反射频率。在另外的实施例中，反射频率可以用于确定对患者的诊断。在一些实施例中，反射频率可以用于自动调谐患者暴露于其中的AM RF EMF频率。在一些实施例中，与健康对照者相比，诊断出疾病的受试者的反射频率可以改变。在一些实施例中，与健康对照者相比，诊断出肝细胞癌的受试者的反射频率可以降低(图63A至图63D)。

在一些实施例中，暴露于27.12MHz射频电磁场的癌细胞可以在体外或在体内条件下进行复制。在一些实施例中，癌细胞是肝细胞癌(HCC)细胞。在另外的实施例中，癌细胞可以暴露于先前可能已经通过生物反馈方法在诊断出癌症的患者体内标识的肿瘤特异性调制频率。在一些实施例中，暴露于肿瘤特异性调制频率的癌症可以经历细胞死亡、改变其增殖能力或其组合。控制调制频率可以由在约100Hz到约21kHz、约0.01Hz到约20KHz、约10Hz到约1,000Hz或约10Hz到约2,000Hz的范围内随机选择的调制频率组成。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每3Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约0.01Hz到约20KHz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约1,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。在一些实施例中，施加于患者的经调制频率可以是在约10Hz到约2,000Hz的范围内每10Hz出现的一系列电磁频率。由于交变场的力作用于构成微管的微管蛋白二聚体上，因此交变场可能会干扰微管的聚合和解聚。由于屏蔽减少，微管蛋白二聚体的偶极矩会受到这些外场的影响，尤其是在有丝分裂时。理论计算可以解释微管生成的静电力在有丝分裂期间如何起作用并影响染色体运动，或者表明在交变场施加于有丝分裂的细胞时会涉及的其他效应。

在一些实施例中，癌细胞可以具有能量代谢速率。在另外的实施例中，当与非癌细胞相比时，癌细胞的能量代谢速率可以更改。在另外的实施例中，癌细胞的更改的能量代谢速率可以指示相变。在另外的实施例中，相变可以包括细胞从非可兴奋细胞转变为可兴奋细胞。在一些实施例中，相变可以包括细胞从可兴奋细胞转变为非可兴奋细胞。在另外的实施例中，癌细胞可以是吸收电磁场的可兴奋细胞。在另外的实施例中，当与非癌细胞、非可兴奋细胞或其组合相比时，癌细胞可以是吸收更多电磁场的可兴奋细胞。在一些实施例中，电磁场的载波频率可以使微管对经调幅频率的敏感性增加。

在一些实施例中，生物聚合物可以由各种蛋白质(如肌动蛋白或微管蛋白)或核酸(如DNA或RNA)构成(图35至图36)。当浸入水中时，这些结构可以具有未补偿的电荷，但是离子溶液(如细胞质)可以提供至少部分可以中和净电荷的抗衡离子浴。这可能导致偶极矩和高阶矩的电场分布(图37)。生物水可以产生具有有序偶极矩并且在多个尺度上具有复杂动力学的结构。进一步，自由离子可以赋予细胞沿聚合物途径以及以扩散方式导电的性质。膜可以支撑电场，由于屏蔽，这些电场可以以指数方式衰减，但在细胞内部测量时不会完全消失。

在另外的实施例中，生物中的蛋白质可以具有半导电性质。蛋白质导电率可以取决于蛋白质的水合状态。

在一些实施例中，生物体可以在增殖、形态发生和再生时由于膜电位、离子电流和内源性电磁场的作用而导电。由于亲水性表面赋予的结构，水还可以传输电脉冲。与蛋白质半导电有关的电荷载波可以是生理溶液中蛋白质周围的电子、质子或离子。蛋白质中的此质子导电可以在胶原蛋白、角蛋白、细胞色素c和血红蛋白中找到。在一些实施例中，肌动蛋白丝(AF)和微管(MT)可以参与涉及离子和电子导电的多种形式的电熔炼法。在另外的实施例中，AF和MT可以支撑偶极和/或离子扭结状孤子波，这些孤子波可以以在约2m/s至100m/s的范围内的速度行进(图39)。

在一些实施例中，MT可以由经聚合微管蛋白制成(图36)。MT可以维持细胞的结构并且可以提供用于胞内转运以及在细胞分裂时产生有丝分裂纺锤体的轨道。MT的构造块可以是具有约900个氨基酸残基的微管蛋白二聚体并且可以包括组合质量为约110kDa的约14,000个原子。微管蛋白二聚体可以由被称为α微管蛋白和β微管蛋白的两种不同的单体构成。进一步，微管蛋白单体中的每一种可以由不同的基因表达，从而导致一组微管蛋白同种型由不同的细胞不同地表达。

在另外的实施例中，MT中的每个二聚体可以具有沿MT圆柱体轴线约8nm的长度、约6.5nm的宽度和约4.6nm的径向尺寸。圆柱体的内芯(称为内腔)的直径为约15nm。MT的壁的主要特征在于所谓的B晶格结构，该结构大致为六边形，有至少一个原丝形成接缝，因此接缝处的两个相邻的二聚体之间有偏移。

在一些实施例中，微管蛋白的电荷可以取决于所使用的同种型并且范围为约-5基本电荷到约-35基本电荷。偶极矩可以从约500德拜变化到约4000德拜。

在一些实施例中，微管可以沿其长度展现出固有导电率以及离子导电率。固有导电率可以包括穿过大分子本身的电子导电率，电子横穿微管蛋白的半导电性质。在另外的实施例中，由于微管蛋白上的大电荷，微管可以具有带负电的外表面以及C端尾部(TT)，从而在其周围产生了抗衡离子云(图38)。离子波可以沿MT放大。在另外的实施例中，MT可以形成具有中空内部体积(内腔)的圆柱体并且可以具有涉及内腔的导电性质。

表2总结了测量微管的各种导电率的数据。在一些实施例中，沿MT的导电率可以不取决于长度，这样可以指示非欧姆电阻。

表2.微管的导电率数据

表2

在一些实施例中，与不含微管蛋白的缓冲溶液相比，MT可以增加其离子导电率。在另外的实施例中，与周围溶液的导电率相比，MT的导电率可以增加约15倍。在一些实施例中，使用约135mM KCl，MT可以放大在与胞内离子浓度的缓冲液类似的缓冲液中沿MT的电流传输增加约69％的离子电荷导电率。在另外的实施例中，沿MT的离子电流放大可以通过沿微管的外部的可以产生抗衡离子云的高度负表面电荷密度来解释，这可以允许放大轴向传输的信号。在一些实施例中，MT的导电率为约367S/m。

如图37所描绘的，在一些实施例中，当微管的浓度增加时，微管导电率在离子缓冲液中增加。

在一些实施例中，在溶液中测量微管导电率，并且测量由于在MT的高度负电表面周围形成的抗衡离子云而导致的增加的离子导电率。在另外的实施例中，测量干蛋白导电率。在一些实施例中，导电率可以归因于微电极而不是蛋白丝。在另外的实施例中，MT被吸附到玻璃衬底上并且产生约小于约3S/m的固有导电率。在一些实施例中，在桥接金电极的超纯水溶液中测量MT的固有导电率。在一些实施例中，沿MT的外围测量MT离子导电率。在另外的实施例中，MT被吸附到玻璃和HOPG衬底上，并且对DC和AC导电率进行四探针测量。在一些实施例中，从约200nm的间隙开始，MT的DC固有导电率可以在约10^-1S/m到约10²S/m的范围内。在一些实施例中，几个AC频率范围内的MT的导电性提高约1000倍，并且MT导电率的值在约10³S/m到约10⁵S/m的范围内。在另外的实施例中，溶解的微管蛋白二聚体的共振峰值可以为约37MHz、约46MHz、约91MHz、约137MHz、约176MHz、约281MHz、约430MHz、约9GHz、约19GHz、约78GHz、约160GHz、约224GHz、约28THz、约88THz、约127THz或约340THz。在一些实施例中，MT的共振峰值可以为约120kHz、约240kHz、约320kHz、约12MHz、约20MHz、约22MHz、约30MHz、约101MHz、约113MHz、约185MHz、约204MHz、约3GHz、约7GHz、约13GHz、约18GHz。在一些实施例中，具有离子电导的MT可以与100KHz范围重叠，这可以指示MT对此频率范围的敏感性。在一些实施例中，MT内部的水通道在特定的AC频率下可以具有MT的高导电率。在另外的实施例中，MT在约12MHz到约30MHz的范围内具有弹道导电率。在一些实施例中，水的薄膜可以被吸附到固体表面上并且可以具有通过使用扫描穿隧显微镜(STM)来测量的高导电率。在一些实施例中，MT在约1kHz到约1MHz的范围内可以具有AC导电率，并且发现该导电率为约20S/m。

在一些实施例中，可以使用电定向方法测量MT的导电率和介电常数。在另外的实施例中，在没有电场的情况下，MT展现出随机的‘布朗’移动。在一些实施例中，在AC频率低于约10kHz的场中，由于离子对流，MT可以展现出流动运动。在另外的实施例中，对流效应是可以通过施加频率大于约10kHz的电场来避免的。在一些实施例中，场强高于约500V/cm并且频率在约10kHz到约5MHz范围内，MT可以通过电场定向在溶液中。在一些实施例中，在约1MHz下约90kV/m的场，MT可以在几秒内对齐。在另外的实施例中，MT离子导电率可以为约150mS/m。在一些实施例中，微管蛋白的介电常数约为ε＝8.41。

在一些实施例中，电阻值是可以在微管中测量的，无论是固有地还是作为离子传导电缆。在一些实施例中，在对含有金微电极的衬底进行干法蚀刻之后，可以制成与单个微管的电接触。在另外的实施例中，约12μm长的微管的固有电阻的范围为约500MΩ，在干燥状态下给出了约40MΩ/μm的电阻率值。在另外的实施例中，可以对金包覆的微管进行测量，在溅射约30nm之后，这些微管可以覆盖有金层。在另外的实施例中，配置的金属化MT的电阻可以低于约50Ω。

在一些实施例中，MT的导电率可以通过射频反射光谱法进行测量。在另外的实施例中，MT的导电率可以为约10⁶S/m。在一些实施例中，MT的导电率可以通过RF反射光谱法对含有以下各项的MT样本进行测量：缓冲溶液、含游离微管蛋白的缓冲液、含微管的缓冲液以及含具有MAP的微管的缓冲液。微管蛋白的浓度可以为约5mg/ml，并且MAP2和tau蛋白的浓度可以为约0.3mg/ml。平均DC电阻可以为约0.999kΩ(缓冲液)、约0.424kΩ(微管蛋白)、约0.883kΩ(微管)和约0.836kΩ(MT+MAP)。在一些实施例中，在这种电路中具有基础电元件的约10μm长的微管的电阻可以为约8MΩ电阻。在一些实施例中，约1μm长的微管的范围可以为约200kΩ，并且约10μm长的微管的固有电阻可以为约2M。

表3展示了穿过微管的各种导电率。

表3

在一些实施例中，MT电导可以沿MT的外缘、穿过MT自身的固有导电率以及可能的质子跃变传导和穿过内部MT内腔的导电率发生。

在一些实施例中，可以在MT周围测量电场。在一些实施例中，MT可以是铁电的。在一些实施例中，可以以约300V/m的范围向悬浮的微管施加电场，这些微管在pH为约6.8时从负电极移动到正电极，从而指示负净电荷。在另外的实施例中，可以确定电泳迁移率为约2.6×10-4cm2/Vs。在一些实施例中，由于电场的施加，MT可以按平行阵列对齐。电场强度的范围可以为约20V/m到约50V/m，并且可以具有脉冲形状。

在一些实施例中，溶液中的MT可以是紫杉醇稳定化的并且暴露于AC场。在一些实施例中，MT显示出电渗流或电热流以及MT介电电泳效应。在另外的实施例中，MT的导电率在约5MHz下可以为约0.25S/m。

图40A描绘了在玻璃表面上制造以观察对AC电压的响应的电极对。电极尺寸为约：15μm×12mm，间隙：20μm，并且施加了40V电压偏置。

图40B描绘了微管对AC信号的响应的示意性表示。

在一些实施例中，在低于约500kHz下，微管可以流向电极的中心线。电渗力可以引起流体以涡旋状方式移动。这表示离子流体由于施加的电压而经受的库仑力。

在一些实施例中，流体流速可以与电场振幅E、表面电荷密度σ成比例、与粘度η成反比并且与德拜长度(Debye length)k成反比，使得：v＝Eσ/kη。在一些实施例中，在较低频率下，流速较大。在另外的实施例中，由于AC场的强加热效应，电热力可以引起微管沿电极的长度进行运动。

在一些实施例中，在高于约500kHz下，由于介电电泳，微管可以流向电极之间的间隙。这是微管在不均匀电场中所经受的力并且由下公式给出：

其中，下标符号“m”是指介质并且“p”是指颗粒。这样，此过程可以分别由微管与介质的导电率之差和介电常数之差(σ_p-σ_m)和(ε_p-ε_m)驱动。使溶液的pH降低到MT的约pH 5的等电点可以降低此效应，并且另外，由于第一项取决于频率的平方，因此降低频率可以进一步降低此效应。介电常数之差将保持不变(对于水为约7.8并且对于微管蛋白为约8.4)。

图41A至图41E描绘了在不同场频率下电极附近的MT束的几何形状：A＝100kHz，B＝250kHz，C＝500kHz，D＝1MHz并且E＝2.5MHz。在一些实施例中，在约5MHz下，电渗流和电热流可以彼此平衡，微管流现在可以归因于介电电泳。在一些实施例中，电极附近的MT的几何形状可以具有与在有丝分裂纺锤体中看到的曲率相反的曲率，这可以指示这种高频场可以破坏有丝分裂纺锤体的形成。进一步，图41A至图41E提供了将MT导电率独立测量为σ_m为约250mS m^-1，如上表2所描绘的。

重要的是将介电电泳力与布朗运动进行比较，以便能够评估电场是否足够强以克服随机运动。进行此比较的最简单方式是确定介电电位是否超过热能，即：

πr³ε_m[(ε_p-ε_m)/(ε_p+2ε_m)]E²>kT

其中，ε_m是介质的介电常数，而ε_p是颗粒的介电常数。E是电场强度并且r是颗粒的半径。以溶液中的微管蛋白二聚体和介电常数的对应值为例，E可以超过约25V/m以供场有效地定向可极化的微管蛋白二聚体。类似地，对于约10μm长的微管，用πr² L替换因子πr³，其中，r为MT的半径(12.5nm)并且L为其长度，则可以获得条件E>1V/m。约100V/m的电场值可以足够对微管蛋白和MT运用电泳效应。在一些实施例中，微管越长，可以预测到要发生的介电电泳效应越显著。

在一些实施例中，MT的电学性质可以由固有的蛋白质效应和由于冷凝的抗衡离子云而引起的离子效应构成，这些抗衡离子云可能是由于MT的负表面电荷对正离子的静电吸引而产生的。在一些实施例中，对齐的MT可以在电场存在的情况下以范围为约10V/cm到约300V/m的强度在体外组装(图36)。在一些实施例中，MT可以是铁电的。在另外的实施例中，可以将电场施加于悬浮的MT和与驱动蛋白包覆的玻璃表面相互作用的MT。在悬浮时，不含MT相关蛋白(MAP)的MT可以在pH为约6.8时从负电极移动到正电极，这可以表明负净电荷并且可以表明确定电泳迁移率为约2.6×10^-4cm²/Vs。

在一些实施例中，MT可以用DNA标记以调整净电荷的量并观察这些MT结构的迁移率。将此与对照组进行比较，其中，MT仅用两个不同的标签进行荧光标记。在一些实施例中，对照组MT的电泳迁移率可以为约2×10^-8m² V^-1s^-1。对于约100V/m的场强，可以估算出MT易位的平均速度为约2μm/s，其中λ_D＝0.74nm作为德拜长度、η＝8.90×10⁴kg m^-l s^-l作为缓冲液的粘度并且ε＝6.93×10^-10C V^-l m^-l作为缓冲液介电常数。带TAMRA标签的微管蛋白二聚体和带AlexaFluor 488标签的微管蛋白二聚体的估算有效电荷可以为约10e^-和9.7e^-。

在一些实施例中，离子波可以触发MT的C端从直立构象变为向下构象。此模型将MAP2视为充当可以将C端状态的构象改变转移到相邻的MT的离子波导。在MAP2的末端处施加到冷凝的抗衡离子的扰动可能会迫使它们从平衡开始引发行进波。此波可以行进作为相速为v_相位＝2nm/ps的“扭结”孤子波。C端运动的时间尺度可以为约100ps，对于100kHz频率范围而言这可能太快了。

在一些实施例中，柔性的且带电的MT C端(微管蛋白的约40％电荷定位在C端处)可以如图42A至图42C所描绘的动态地响应于电场，其中，pH的局部改变可以分别与正负电场的极性相关。在另外的实施例中，此效应可以引起MT不稳定以及对马达蛋白转运的干扰。在一些实施例中，C端可以在介于MHz与GHz之间的范围内动态地振荡(图43)。

在一些实施例中，稳定的二聚体构象可以具有交联在单体之间的C端(图44)。在另外的实施例中，C端的交联构象稳定了微管蛋白二聚体的笔直取向。

在一些实施例中，MT中的H键强度的范围可以为约11.9k/mol到约42.2kJ/mol。在另外的实施例中，MT中的H键强度可以总计具有对于α-微管蛋白/β-微管蛋白相互作用约462kJ/mol并且对于β-微管蛋白β-微管蛋白相互作用约472kJ/mol，这基于频率与能量之间的普朗克关系转化为介于约0.3×10¹⁴Hz与约1.3×10¹⁵Hz之间的频率值范围。因此，预期不会发生由于MHz范围的载波而导致的氢键断裂。

在一些实施例中，电磁共振可以以THz、GHz、MHz和kHz范围发生在包括蛋白质、DNA和RNA的生物分子中。在一些实施例中，共振识别模型(RRM)可以基于生物系统中离域蛋白的能量分布和在共振下速度为约7.87×10⁵m/s的电荷转移并且可以覆盖氨基酸之间约3.8A的距离，从而给出了在约10¹³Hz到约10¹⁵Hz的范围内的频率。在一些实施例中，电荷转移速度可以具有各种共振频率。在一些实施例中，对于端粒酶逆转录酶(TERT)、TERT mRNA或端粒，约v＝0.0005m/s的电荷转移速度可以产生在约108kHz到约325kHz的范围内的EMF。此速度可以对应于孤子在α螺旋上的传播。在一些实施例中，可以通过RRM方法预测微管蛋白和微管的共振频率的范围为约97THz到约101THz、约340THz到约350THz或约445THz到约470THz。在一些实施例中，具有高频率的电磁偶极-偶极相互作用可能导致振荡偶极之间在距离上有可与细胞的大小相当的吸引力。

在一些实施例中，聚电解质在其周围可以有冷凝的离子。在另外的实施例中，如果聚合物的表面上存在高线性电荷密度，则抗衡离子可以沿着一段聚合物“冷凝”。在一些实施例中，线性聚合物可以由来自盐溶液的抗衡离子围绕，使得抗衡离子更紧密地围绕聚合物的表面，并且盐溶液的共离子可以被排斥，使得耗尽区得以产生。在另外的实施例中，表面电荷与缔合的抗衡离子的总和可以降到由取决于抗衡离子的化合价和贝耶伦长度(Bjerrum length)的公式给出的值。贝耶伦长度是离子补偿表面电荷的能力的现象学性质，取决于溶液的溶剂和温度。贝耶伦长度λ_B描述了距离，超出该距离，对于给定温度T(以开尔文为单位)，热波动强于其介电常数为e的溶液中电荷之间的静电吸引力或排斥力。这里，e是电子电荷、ε₀是真空的电容率并且k_B是波尔兹曼常数(Boltzmann's constant)。当电荷之间的平均距离b为使得λ_B/b＝S>l时，可能发生抗衡离子冷凝。为简单起见，假设肌动蛋白丝周围有线性电荷分布，则线性电荷密度ξ远远大于1/z，其中，z是溶液中抗衡离子的化合价。参数ξ由以下方程给出：

其中，e是电子电荷、[epsilon]_r是水的介电常数并且b是聚电解质上的电荷的平均轴向间距。在一些实施例中，围绕聚合物的离子云外部的耗尽离子的圆柱形体积可以用作电屏蔽。这种结构的“电缆状”行为可以由聚合物本身来支撑，而“吸附的”抗衡离子可以与聚合物结合。在一些实施例中，此相互作用的强度可以为使得即使在无限稀释条件下(即，离子强度>0)，抗衡离子也可以被吸引到聚合物上并且可以不从聚合物附近扩散出去。

在一些实施例中，F-肌动蛋白或微丝的直径可以为约7nm，具有约每37nm重复的螺旋。F-肌动蛋白或微丝可以具有高静电电荷密度并且可以能够穿过抗衡离子云传导离子电流。肌动蛋白可以占肌肉细胞中细胞蛋白的约1％至5％并且至多占细胞蛋白的约10％。

在一些实施例中，肌动蛋白丝可以是一维聚合物，其电荷沿着聚合物的长度呈不均匀分布，从而导致了被布置成峰值和谷值的空间上相关的电场。这可以使聚合物周围的小离子的密度产生大的改变，离子分布具有大的介电不连续性。沿一小段聚合物的此不均匀离子分布(平均节距为约35nm到约40nm)可以是具有非线性部件的电路，这些非线性部件可以包括(a)与定位在聚合物的外部区域和内部区域的离子之间的空间电荷分布相关联的非线性电容器、(b)电感以及(c)电阻器。F-肌动蛋白可以充当聚电解质，其可以含有在其表面周围呈冷凝的云的形式的一部分周围抗衡离子。这种云可能对周围盐溶液的离子强度的大的改变非常不敏感。由于肌动蛋白丝周围存在抗衡离子护套，因此这些聚合物可以充当生物“电线”并且可以建模为传播非线性分散孤子波的非线性非均匀传输线。

在另外的实施例中，沿肌动蛋白丝(以及还有微管网络)的远程离子波传播可以导致各种同步功能，包括对离子通道活性的亚细胞控制。包括肌动蛋白丝(AF)和微管(MT)在内的细胞骨架生物聚合物可以构成波传播的主链并且进而可以与膜组分相互作用以调节突触连接和膜通道。在另外的实施例中，可以存在AF与离子通道之间的直接相互作用以及与肌动蛋白相关联的调控功能作用，从而表明细胞骨架可以与膜组分、尤其是通道和突触有直接连接。在另外的实施例中，冷凝的抗衡离子云可以将细丝核与本体溶液中的其余离子分离并且可以充当两者之间的介电介质。它可以具有与构成AF的每个单体缔合的电阻性组分和电容性组分两者。离子流可以发生在距细丝的表面大约等于贝耶伦长度的径向距离处。由于肌动蛋白的以螺线管的方式感应离子流的双链螺旋结构，因此可能会出现电感性组分。由于AF周围存在抗衡离子护套，因此这些聚合物可以充当生物“电线”并且可以建模为传播非线性分散孤子波的非线性非均匀传输线。在一些实施例中，可以向AF施加幅度为约200mV并且时长为约800ms的输入电压脉冲，并且在AF的相对端处测量的电信号可以指示AF以轴向非线性电流的形式支撑离子波。在另外的实施例中，在电刺激的单个AF中观察到的波型可以与电刺激的非线性传输线的记录的孤子波形类似。考虑到AF的高度非线性复杂物理结构和抗衡离子云的热波动，对孤子状离子波的观察可以与AF充当生物传输线的想法相一致。

肌动蛋白丝可以被建模为离子流的电传输线，并且可以估算出这些流的传播速度介于约1m/s与约100m/s之间，这可以提供可以支撑孤子状离子行进波的肌动蛋白真实模型。在一些实施例中，沿着肌动蛋白的钙离子冷凝尤其可以在细胞内的信号转导中起作用。在另外的实施例中，并且与上文描述的MT类似，肌动蛋白丝可以由外部电场操纵。

在一些实施例中，生物体内部的水可以是凝胶状的。具有亲水性表面的蛋白质可以产生结构化的界面水。此界面层可以延伸超出先前预期的1层到2层。细胞的胞质溶胶可以是填充体积的蛋白质，并且因此，细胞中的水在很大程度上可以结构化。例如吸收到胶原蛋白上的此结构化的水然后可以支撑质子跃变传导。沿膜的界面水还可以支撑质子的快速迁移。在一些实施例中，很大一部分水可以不是块状的。水还可以是蛋白质电子导电率所必需的，因为水合可能导致白蛋白导电率增加八个数量级。在另外的实施例中，水可以支撑质子的短程和远程跳跃运动。质子在水中的迁移率可以是约Na⁺的迁移率的约五倍。质子的迁移率可以通过格罗图斯机制(Grotthuss mechanism)增强，该机制是在不需要流体动力学扩散的情况下沿水链发生的质子跳跃。

图45展示了带电表面之间的有序水结构。

在一些实施例中，NMR证据可以指示，细胞水比液体水具有更多的结构，并且细胞中的许多Na和K在水溶液中不是游离的，而是与大分子上的带电位点缔合。在另外的实施例中，已经将络合的Na和K阳离子与实心导体中的价电子以及游离阳离子与导带电子进行了比较。在细胞中存在活化能垒和固体-液体界面的情况下，当基于结构化的水和缔合的阳离子的模型与热力学证据兼容时，细胞的无液态阳离子模型可能不可行。细胞中的很大一部分水分子呈与各个大分子结合的水合水的形式。

在一些实施例中，生物细胞可以产生能够传输、存储并处理调控生理过程时涉及的信息的半导电大分子的“活基质”。

在一些实施例中，可以在约1.0MHz频率下发生对具有强度为约20V/cm的振荡电场的Na+泵送模式的激活。在另外的实施例中，在约1Hz到约10MHz的频率范围内，施加的电场既不会刺激Rb+流出也不会刺激Na+流入。这些结果可以指示，只有在生理条件下需要ATP分裂的那些转运模式才受到施加的电场的影响，尽管场刺激的Rb+流入和Na+流出并不取决于在约5μM到约800μM的范围内的细胞ATP浓度。电构象地耦合到交变电场的四态酶的计算机模拟可以重现上述结果的主要特征。

在一些实施例中，在反映静息电位的不同稳定性以及信号可靠性的不同神经元表型之间，通道密度可以变化。在模型细胞类型中，如在哺乳动物内侧内嗅皮质细胞(MEC)中，模型化结果和实验结果可以匹配每个神经元平均约5.10⁵的快速电导Na⁺和延迟的整流器K⁺通道。在无髓鞘的乌贼轴突中，每个细胞的计数至多可以达到约10⁸个通道。在如细菌KcsA通道等模型通道中，在大致约80pS到约100pS的生理电导下，一个K⁺离子每10ns至20ns横跨通道(Roux和Schulten,2004)，这可以与上文提到的外部电刺激的频率相一致。这可以允许最大传导率为约10⁸个离子/秒。估算出通道孔隙的中心与膜表面之间的距离以沿5.10^-9m(5nm)缩放，并假设最简单的水孔和通道连续电扩散模型，这可以提供的平均速度为每离子约5.10^-1m/s(0.5m/s)。离子跃迁可以因穿过通道的过滤器区域的稳定多离子构型序列而发生，这可以允许快速且具有离子选择性的传导。可以通过应用分子动力学(MD)方法和密度泛函研究来研究离子在过滤器内的运动。模拟中使用的MD方法可以对牛顿的离子轨迹运动方程进行求解。

在一些实施例中，离子信号可以与形态发生和癌症有关。对于再生，损伤电流和相关联的电信号可以既是必要的又是足够的。在胚胎发生和再生修复期间的模式化信息可能会受到生物电离子信号影响。离子信号传导以及受离子流影响的内源性电压梯度可以参与增殖和细胞周期进展、细胞凋亡、迁移和定向以及分化和去分化。离子可以允许在比分子快几个数量级的时间尺度上发生消息传递。

在一些实施例中，可以观察到许多效应，这将会使电场和/或电流参与细胞骨架或细胞质自组织过程。可以发生电疗法和伤口愈合，这可以涉及离子电流在细胞水平(例如，细胞色素氧化酶颗粒)在许多现象下的流动，相干极化波参与到细胞分裂中在染色体对齐及其随后的分离中起到关键作用。植物和动物细胞的许多示例在约1V/m到约40V/m的范围内可以具有稳定电场，该范围引发了再生生长速率的显著改变(在两个方向上，视情况而定)。在一些实施例中，EM场可以影响有丝分裂和减数分裂。在一些实施例中，以约430V/m的强度暴露于约60Hz的电场并且在暴露约4小时之后，有丝分裂指数可以降低约55％。在另外的实施例中，在约50kV/m的强度下约50Hz的电场可以对培养的人胚胎成纤维样细胞的有丝分裂指数产生影响，并且在暴露约48小时之后可以测量到降低至多约30％。这些频率可以接近包络波的那些频率，从而指示，这可以在细胞和组织水平上提供另外的影响。

外部电场对细胞的影响可以取决于细胞的形状。在一些实施例中，对球形细胞中的电场强度的计算可以指示，假设细胞的胞外流体和胞内流体的导电率是相同的，由于相比于这些流体，膜的导电率较小，因此典型的细胞内部的电场强度可以比细胞外部的电场强度小约5个数量级。在一些实施例中，考虑到在空气中施加的约300V/m的电场，直径约10^m的细胞在理论上将会经受5.4×10^-10V/m的场，由此使胞内空间在很大程度上屏蔽胞外电场。在另外的实施例中，对球形细胞的计算可以指示，相比于细胞周围的盐组织，细胞的原生质中的电场小得可忽略不计(再小约5个数量级)。在另外的实施例中，当细胞不是球形时，如当细胞进入有丝分裂时，情况变得越来越是这样。在另外的实施例中，屏蔽发生在细长的细胞中，如在肌肉和长神经细胞中找到的那些细胞。在足够细长的细胞中，可能不会发生屏蔽。在如肌肉中的那些细胞等细长细胞束中，仍然可能不会发生屏蔽。

在一些实施例中，内源性电流流动可以在动物细胞中检测到。在受精与第一次卵裂之间的阶段，稳定的电流可以进入动物极并离开植物极(赤道)。(b)在蚕蛹卵母细胞-哺育络合物中，卵母细胞的细胞质可能比哺育细胞的细胞质更具阳性(相差约10mV)，尽管它们通过宽广的细胞质桥连接(该细胞质桥的电阻估算为大概约10kΩ并且允许小电流通过)。在大概约510^-8A的电流下跨桥进行大分子转运时可能需要此电位差，(c)在卵裂开始之前约10分钟的时间段期间，稳定电流可以进入青蛙和海胆卵的预期卵裂沟，并且开始之后约8分钟，此电流反转其方向并离开沟区域。

在一些实施例中，细胞中所测量电流密度j的大小可以在约0.2μA/cm²到约60μA/cm²的范围内，该范围转化为约0.002A/m²到约0.6A/m²的范围。在另外的实施例中，内源性电位可以跨上皮中的后生动物细胞存在，其中，已经测量到大概约30mV到约100mV或更高的电位差。生物电场可以用于对各种引导生长的细丝进行定向。测量或估算的细胞中存在的电场大小似乎太弱，以至于无法用于对如胶原蛋白(需要约4 10⁵V/m)或长DNA链(需要约510⁴V/m)等分子进行重新定向，肌动蛋白丝可能会例外，其中，低至约5 10³V/m的场就足够了。

在一些实施例中，细胞中的代谢振荡可以在约10秒到约12秒的时间段内发生，这可能比上文描述的任何包络电磁场效应慢两个或三个数量级。在另外的实施例中，包络或载波可以在细胞或组织水平上不干扰代谢循环。

与在有丝分裂期间发生的静电效应有关的两个方面可以涉及外部电场和可能的内源性电场。电磁(EM)场与理解生命越来越相关。电磁(EM)场可以直接调制对细胞生长和分化的调控，包括肿瘤的生长。静磁场和静电场都可以更改各种物种中的许多细胞类型的有丝分裂指数和细胞周期进展。

在一些实施例中，有丝分裂纺锤体装置的图案与电偶极矩的场几何形状之间可以存在相似性。在另外的实施例中，G₂->M变换可以与建立细胞极化波的振荡轴的铁电相变相关联。有丝分裂纺锤体装置可以用沿电场线排齐的微管来画出极化场。极点可以表示场强最高的区域，并且赤道平面将会提供节点流形。在G₂->M变换期间的染色体冷凝可能是由因细胞铁电相变而产生的染色质络合物的静态介电极化引发的。该场是非常不均匀的，从而根据以下方程产生了作用于分子的偶极矩d的力：F＝d x grad E。这进一步假设了，在整个S->G₂->M和有丝分裂过程中，细胞极化的幅度可以增加。中期期间的电场很高，从而引发了染色体的快速运动。库仑排斥力可以起到分离染色单体的作用，并且电场加强了纺锤体的触觉力。

对细胞生长和分化(包括肿瘤的生长)的调控可以通过EM场直接调节。静电场可以更改各种物种中的许多细胞类型的有丝分裂指数和细胞周期进展。在约50Hz到约75Hz的范围内的EM低频场可能引起植物细胞和动物细胞的有丝分裂活动的扰动，并且在暴露期间会较早地发生对有丝分裂活动的显著的抑制作用。有丝分裂的开始可以与建立细胞极化波的振荡轴的铁电相变相关。有丝分裂纺锤体装置可以用沿电场线排齐的微管来画出极化场。极点可以表示场强最高的区域，并且赤道平面将会提供节点流形。在此变换期间的染色体冷凝可能是由因细胞铁电相变而产生的染色质络合物的静态介电极化引发的。

外部电场对细胞的影响在理论上可以取决于细胞的形状。对球形细胞中的电场强度的计算可以指示，假设细胞的胞外流体和胞内流体的导电率是相同的，由于相比于这些流体，膜的导电率较小，因此典型的细胞内部的电场强度比细胞外部的电场强度小约5个数量级。考虑到在空气中施加的约300V/m的电场，直径约10μm的细胞可以经受约5.4×10^-10V/m的场，由此使胞内空间在很大程度上屏蔽胞外电场。相比于细胞周围的盐组织，细胞的原生质中的电场小得可忽略不计(再小约5个数量级)。在一些实施例中，细胞不是球形的，如当细胞进入有丝分裂时，情况变得越来越是这样。通过计算被建模为圆柱体的细胞内部的理论电场，在细长细胞(如在肌肉和长神经细胞中找到的那些细胞)中发生的屏蔽可能小到没有屏蔽。在如肌肉中的那些细胞等细长细胞束中，仍然可能不会发生屏蔽。由于封闭在球形细胞核膜中，细胞核中的DNA含量仍可以免受外场影响。在有丝分裂期间，当通常发生细胞延长时，外部电场效应可以与细胞过程更加相关联。当细胞不是球形时，会出现更有趣的图片，如当细胞进入有丝分裂时，情况变得越来越是这样。

在有丝分裂期间，当通常发生细胞延长时，外部电场效应可以与细胞过程更加相关联。低强度中频(例如，约100kHz到约300kHz)交变电场可以对各种人和啮齿动物肿瘤细胞系的生长速率产生深远的抑制作用。这些作用可以包括由于有丝分裂纺锤体的适当形成的干扰而阻止细胞增殖以及破坏正在分裂的细胞两者。作为对多形性胶质母细胞瘤(GBM)中的化学疗法的辅助治疗，这可以有效提高存活率，并且随后已经得到FDA批准。在有丝分裂期间，代替细胞中均匀的电场，场可以变得集中于卵裂沟。这可以具有朝向沟吸引任何偶极并引起细胞膜破裂和有丝分裂后凋亡细胞死亡的作用。由于骨髓周围的肌肉用作对外部电场效应的屏蔽物，因此造血系统的分裂细胞可以不受这些交变场影响。在存在外部电场的情况下，该场可以使细胞分裂对齐，从而使很大比例的细胞使其卵裂平面与电场正交。在有丝分裂期间，电场效应可以与细胞发挥功能有关，特别是在产生有丝分裂纺锤体时。

细胞可以通过微管和线粒体以及可能的其他系统生成电场。酵母细胞的电磁活动可以在有丝分裂期间达到峰值，这表明处于M相位的酵母细胞可以发射最强的电场。电场强度通常只能够用电压染料和膜片钳技术在膜内部测量，从而使细胞质内的电场强度迄今为止仍是未知的。使用嵌入到细胞的细胞质中的纳米传感器来测量细胞中的内源性电场的初始尝试已示出了大的场强(约10⁷V/m)，这些场强在添加线粒体解偶联剂后被耗散。这可以产生细胞的3D电场图谱，这可以允许研究在有丝分裂期间具体地发生的电场图谱的改变。

细胞的形态发生场(被定义为携带有关于生物体的现有和未来模式的信息的模式化信号之和)可以对胚胎发育、损伤后再生和适当的衰老具有重要性。此场中的生物电提示可以在癌细胞中更改。癌细胞可以具有去极化的膜，并且这与细胞增殖相关联。人工去极化可以使体细胞具有瘤样性质。来自癌细胞的生物光子发射可以与正常细胞不同。癌症可能受细胞的内源性电动力场的损失影响，这可能会影响细胞中的结构化水并且可能导致微管的阻尼。在约465MHz下发射波的癌症检测设备(用于检测前列腺癌)可以检测癌细胞中的微管的这些阻尼振动。用作检测癌症的主要方法，核磁共振可以检测到癌症水分子的运动自由度增加。强迫性生物物理改变也可以抑制癌变。体细胞的人工超极化可以引发分化并抑制增殖。

在一些实施例中，定量模型可以解释这些效应。根据下文和上文两者，能量约束可以存在。为了使效应在分子水平上有重要意义，其相互作用能量必须超过每自由度kT(即，约4×10^-21J)。否则，热波动可能会破坏电场的作用。它不能产生过多的热能，以免严重增加细胞的温度。就实际比较而言，细胞可以生成约10^-12W的功率(约10^-12J/s)，其中的大部分用于维持恒定的温度。就在工作中的亚细胞力而言，纳米级的有用力的最小量为约1pN。马达蛋白生成的力为大概几pN。施加到微管的尖端的约1pN的力可以用于将其弯曲差不多约1μm。

在一些实施例中，微管蛋白二聚体上的净电荷可以取决于pH，并且从pH为约4.5时的约+5变到pH为约5时的约0，并且在pH为约8时下降到约-30。这些估算可以是在真空中的改变。在如细胞质等离子溶液中，在大于德拜长度的距离上筛选出绝大多数静电电荷(参见图47)。取决于离子强度，德拜长度的变化介于约0.6nm与约1.5nm之间。

图46描绘了离子溶液中的在带电表面附近的电位的指数下降。

在一些实施例中，使用F＝q E(对于未筛选的电荷，q＝10^-13C)计算约10μm长的微管上由于约100V/m的电场而产生的力得到F＝10pN(假设当穿透细胞时场还没有衰减)。然而，通过德拜静电电荷筛选，仅少于约5％的电荷可以保持暴露于场，从而产生最多约0.5pN的力，这很可能不足以对细胞骨架产生重大影响，特别是由于场是振荡的并且净力将会在振荡的时间段内(即，在几十微秒的时间尺度上)抵消掉。

在一些实施例中，微管静电可以具有可以影响偶极矩的微管蛋白和微管。取决于微管蛋白的同种型，每个单体的下一个电荷的变化可以介于约-5e与约-30e之间。微管蛋白的偶极矩(不包括极具柔性且动态的C端)可以为对于α-单体的约566德拜到对于β-单体的约1714德拜。然而，这也是与同种型强烈相关的，因此这些数字在各种微管蛋白同种型之间从约500德拜到约4000德拜变化很大。

以游离微管蛋白二聚体的偶极矩为p＝3000德拜作为代表性数字，电场E＝100V/m的相互作用能量，可以获得U＝-p E，其中，p是偶极矩，并且因此，U＝10^-24J。这可能太小(比热能kT小约4000倍)以至于无法影响单独的微管蛋白二聚体的动力学。微管每约1μm长可以包含约1625个二聚体，因此微管最终会累积足够的净偶极以与场充分相互作用。

单独的偶极矩可以在径向布置中抵消掉。沿轴可以有小的非抵消效应，该效应可以相当于小于下一个偶极矩的约10％。整个微管在低于约1000V/m的场中可能无法对齐。偶极矩与电场之间的扭矩可以与电场和电场强度的矢积成正比(F＝p×E)。为了使力对微管产生有意义的效应，大概约1μm的杠杆臂的力应当超过约1pN，从而给出约10^-18Nm的扭矩。在场为大概约100V/m并且偶极矩为每个微管蛋白二聚体约2,000德拜的情况下，即使它们完美对齐，也可能导致约1μm的微管仅经受约10^-21Nm的扭矩，这也可能低了约1000倍。

电荷与电场之间的力可以由F＝q E(x)给出，其中，E(x)是通过德拜长度以指数方式筛选的。约+5e的测试电荷(对于约5μm的微管，距MT表面的距离为约5nm)在水中经受的力为约6pN并且在离子溶液中经受的力为约0.5pN。定位成远离微管约5nm的具有约200德拜的矩(这对蛋白质电荷是典型的)的偶极分子可以具有约0.03meV的相互作用能量，这低于约25meV的热能。在微管附近的约3000德拜的微管蛋白二聚体可以经受约3meV的能量。在考虑了德拜筛选的情况下由于净电荷引起的MT-MT相互作用导致当相隔约40nm时净力为约9pN，这可能在它们之间产生净排斥力。在更长的距离处，吸引力可以占主导，并且在约90nm处，对应的偶极-偶极吸引力为仅约0.08pN。有丝分裂板中的最大静电力可以为F＝6n² pN/MT，其中，n是每个原丝上的基本电荷的数量。由于估算F为约1pN/MT至74pN/MT，因此估算每个原丝的未补偿基本电荷为约0.4至3.5。所涉及的力的值的范围可以在染色体分离所需的可能的力的范围内(对于染色体为约700pN)。

可以计算微管蛋白表面上的详细电荷分布，并且可以观察在延伸到MT的范围内微管蛋白周围的静电位的布局。这些结果展现出对于13个原丝中的每一个，沿着MT半径的电位不均匀，具有沿着MT轴周期性地重复的峰值和谷值。基于这些观察，可以将MT视为由13条平行的离子通量电流构成的“传导电缆”。

由于MT具有主要带负电的外表面(包括C端)，因此可以将这些MT视为典型的聚电解质聚合物。因此，曼宁(Manning)的聚电解质理论可以安全地应用于这种情况中。因此，每个MT都应当靠近其表面并且沿C端尾部(TT)吸引正抗衡离子的离子云(IC)，同时胞质溶胶的负离子被排斥远离MT表面，使得MT周围出现大致呈圆柱形的离子耗尽区。这种耗尽区域的厚度对应于贝耶伦长度。这是距IC的边缘的距离，在该距离处，筛选出的冷凝离子电荷的库仑静电能量平衡了分子热能，使得

ε₀＝8.85×10^-12F/m.

在生理温度(T＝310K)下，取基本电荷为e＝1.6×l0^-19 C、波尔兹曼常数为k_B＝1.38×l0^-23 J/K并且胞质溶胶的相对介电电容率为ε＝80，可以获得贝耶伦长度的对应值为l_B＝0.67×10^-9m＝0.67nm。已经发现微管蛋白二聚体(λ_TD)和TT(λ_TT)的抗衡离子护套的相应冷凝物厚度λ的估算如下：

λ_TD＝2.5nm；λ_TT＝1.1nm。

这些值将用于计算MT周围的离子层的对应容量和电阻率。

图47A至图47B描绘了微管周围(左图)和C端尾部(右图)的抗衡离子电荷分布的示意性表示。

详细的普瓦松-波尔兹曼方法(Poisson-Boltzmann approach)可以用于估计MT的基本环(由13个二聚体组成)的电容为：

其中，l代表聚合物单元的长度并且R_IC＝r_TD+λ_TT代表IC的外半径。

图48描绘了用于计算MT电容的示意性图示。当l_TD＝8nm并且R_IC＝r_TD+λ_TT＝2.5nm+2.5nm＝5nm时，发现对于微管蛋白二聚体，

类似地，延伸的TT作为较小的圆柱体，其半径r_TT＝0.5nm并且其IC的厚度等于λ_TT＝1nm。它的延伸有效长度应当为 这意味着其靠近微管蛋白表面的部分已经嵌入到之前考虑的IC中。因此，对应的电容为：

考虑到每个微管蛋白二聚体中存在两个TT的事实，最终获得

2xC_TT＝0.52×l^-16F。

上文的两个电容值可以被认为是彼此并联的，使得容易将被视为离子传导电缆中的基本单位的微管蛋白二聚体的总最大电容估算为：

C₀＝C_TD+2xC_TT＝1.92×10^-16F。

由于柔性TT的收缩，TT电容必须随着冷凝阳离子浓度的增加而改变。由于α型和β型TT的结构不同，这些改变略有不同。另外，这解释了在由于入射离子波引起的热波动和电压改变的组合作用下TT的倾斜移动。如图49A至图49B所示，由于TT引起的对电容的贡献也应当随着TT的倾斜而改变。

TT的有效长度的改变是影响电容ΔC_TT的另外的因素。

图49A至图49B描绘了延伸的TT(A)与由于振荡引起的倾斜TT(B)之间的比较。

关于欧姆电阻，如果忽略穿过耗尽层的离子电流泄漏，则主电流与对电容器进行充电并且部分地泄漏穿过MT表面的纳米孔的MT轴平行地流动(图38)。归因于这种离子流的电阻可以从理论上估算或者基于通过在体外在MT上进行的电定向方法提供的实验证据获得。取MT导电率的值为σ＝(0.15±0.01)Sm-¹并且采用简化的假设：IC贴片内的电阻率是均匀，则单位长度为l＝8nm并且截面积A＝πr_DTλ_DT＝3.14×2.5nm×2.5nm＝19.625nm²的离子电缆的电阻估算为理论上估算的外部护套-外部护套电阻完全可以给出R₁₃＝4.75×10⁶Ω。二聚体长度的微管段周围的环的电阻值可以大13倍，即，R₀＝6.2×10⁷Ω。

最后，将两个纳米孔的电导包括在内，以解释IC阳离子到内腔区的泄漏。因此，得出

G₀＝σ₁+σ₂＝(2.93+7.8)nS＝10.7nS；

下文开发了控制沿MT的离子流的基本方程。

图50描绘了由13个原丝构成的微管的离子周围环境的电缆表示。所使用的符号：Pr-j：原丝‘j’，j＝1..13；R₁：沿微管蛋白的电阻；R₂：垂直于微管蛋白的电阻；R₃：原丝之间的电阻，与部分电感L₁串联；C₁：二聚体的电容；L₁：整圈电感的一部分。

可以构建模拟微管的一个原丝的周期性电路。它可以由长阶梯式网络组成，该阶梯式网络由等于相同EUP的集总部分构成，如图51所表示的。

纵向离子电流可以由一个离子传导单元的一系列欧姆电阻R₀表示。阶梯的第n个位点的电荷Q_n的非线性容量可以与两个TT的总电导G₀并联。如果大量胞质溶胶和MT内腔被认为是接地的，则这可以是真实的。

这准许将基尔霍夫定律应用为

v_n-1-v_n＝R₀i_n.

可以将这些方程组变换为

接下来的步骤是建立统一电压及其伴随的IC电流的辅助函数u(x,t)，如下：

u_n＝Z^1/2i_n＝Z^-1/2v_n，

其中，EUP的特性阻抗通常被定义为

使用关于小空间参数l的泰勒级数(Taylor series)，获得了

为了引入无量纲变量，首先估算特性时间和长度尺度。方便的是，EUP电容器C₀到电阻R₀的充电(放电)时间由T₀＝R₀C₀给出。这可以发现为

T₀＝6.2×10⁷Ω×l.92×l0^-16F＝1.2×l0^-8s.

其倒数即频率可以发现为约83MHz，该频率可以在本申请中的载波频率的范围内。此外，频率尺度在很大程度上取决于MT的长度并且因此可以根据所涉及的MT的平均长度向上或向下调谐。

离子波的特性传播速度为这产生了

然后估算每个离子传导单元的特性阻抗为

或Z＞1.24×10⁸Ω，s＝1.。

对于s＝1，获得截止频率

ω_最大＝4.3×10⁷s^-1或ν_最大＝6.8×10⁶Hz。

这指示，特性频率与频率Ω的数量级相匹配，这描述了TT的振荡。现在将离子电流方程的紧凑形式建立为：

其中，如下介绍缩写

可以进一步进行对时间-空间变量的以下变换：

(ξ，τ)→(ρ，θ)；ρ(ξ，τ)＝(ξ-ξ₀)exp(-γ₀τ)，

u(ξ，τ)＝W(ρ，θ)exp(-2γ₀τ)，

使得

然后获得

Z＝1.87×10⁸Ω和ω＝2.7×10⁷s^-1。

随后等化ω＝Ω＝2.7×10⁷s^-1，估算参数Г₀为0.18。同样，频率值与本发明的载波的频率值类似，并且该频率值表示C端尾部的振荡。

可以发现空间非均匀性参数为Г₀Ω＝4.8×10⁶s^-1，这比倒数特性时间T₀ ^-1＝1.83×10⁷s^-1小一个数量级，通常通过引入新的变换，使得函数μ(ξ，τ)的形式为

孤子解可以保持其宽度，但其幅度迅速衰减，使得在约500l的长度上，该幅度变得可忽略不计。孤子解的速度非常轻微地下降。估算其平均速度如下：

Δx≈400l＝400×8mm＝3.2μm，

Δt＝1000T₀＝10³×1，2×10^-8s＝1.2×10^-5s.

此孤子的范围为约3.2μm，这大概是细胞的直径。具有这种参数值的离子脉冲可以在细胞中以高传播速度高效地传送。

沿着以及远离带电的蛋白丝(如微管)的离子传导可以涉及由网络中的每个蛋白质单元周围的RLC电路产生的电缆方程。由于离子流体中的粘度，沿细丝的传导可以经受电阻。根据贝耶伦长度，电容可以是由表面与离子之间的电荷分离而引起的。电感可以是由微管表面的螺旋性质引起的，并且因此，离子流体沿微管并且在其周围螺线管式流动。

下文总结了RLC电路部件的关键数值估算。对于单个二聚体，发现C＝6.6 10^-16F、R1＝6 10⁶Ω(沿MT)、R₂＝1.2 10⁶Ω(垂直于MT)并且L＝2 10^-12H。这些数字可以用于估算在此等效电路中发生的振荡(LC)和指数衰减(RC)的特性时间尺度。对于衰减时间(τ＝RC)，获得以下值：(a)沿着MT长度，τ₁＝10^-8s；以及(b)远离MT表面，x₂＝2×l0^-9 s。然而，由于电感L的值较低，因此使用τ_o＝(LC)^1/2，找到对应的电磁振荡时间为τ_o＝0.2 10^-12s＝0.2ps。

重复对微管的这些计算，注意到R1与微管的长度成比例，而R2与长度无关。在这两种情况下，对应的电容与长度成比例，因此τ₁与长度的平方(l²)成比例，而τ2与长度成比例。为了获得实际值，需要将单个环的值乘以微管中的环数。使用为单个环找到的值，即，τ₁＝10^-8s和τ₁＝2x10^-9s，并对其进行相应地缩放，以估算沿着以及远离微管的表面的离子电流可能会经受共振效应的微管长度，发现了导致特性时间为大概约40ns的比例因子。因此，对于纵向效应，大概约2个环(即，微管成核)或约20nm长的微管将会响应于约27MHz的刺激。另一方面，对于离子流，将会需要在具有约20个环的微管或约160nm长的微管周围径向地脉动。然而，应强调的是，这些结果对于参数值的选择非常敏感，尤其是电阻率，其中，在文献中可以找到各种各样的估算。通常，离子波传播和电场刺激的时间尺度之间存在很强的重叠。可想到的是，这两种效应都可以起作用，这取决于场相对于有丝分裂纺锤体的几何形状和形成这些有丝分裂纺锤体的MT的定向。似乎短MT将会对E场生成的纵波更敏感，而长MT对生成的垂直波更敏感。

对于溶液中的肌动蛋白，关键特征是带正电的末端比带负电的末端组装得更快。这导致细丝的末端处的电荷不对称并且F-肌动蛋白电极化。肌动蛋白单体本身可以头对头地布置以形成肌动蛋白二聚体，从而导致电偶极矩沿着细丝的长度交替分布。在一些实施例中，以大约一个贝耶伦长度缠绕在细丝周围的离子存在螺旋分布。这可以对应于波动的电流由于两端之间的电压梯度而在其中流动的螺线管。对于具有n个单体的细丝，得到如下有效电阻、电感和电容：

其中，R_1,i＝6.11×10⁶Ω并且R_2,i＝0.9×10⁶Ω，使得R_1,i＝7R_2,i。因此，对于1μm长的肌动蛋白丝，发现R_有效＝1.2×10⁹Ω、L_有效＝340×10^-12H、C_有效＝0.02×10^-12F。肌动蛋白丝的电模型是将基尔霍夫定律应用于耦合到相邻单体的有效电路的一部分。取连续极限，对于沿肌动蛋白丝的大量单体，得出了以下方程，该方程描述了沿肌动蛋白丝的电位的时间-空间行为：

在一些实施例中，可以向肌动蛋白丝施加幅度为约200mV并且时长为约800μs的输入电压脉冲，并且可以测量在肌动蛋白丝的相反端处的电信号。这种类型的测量可以指示肌动蛋白丝支持轴向非线性电流形式的离子波。这些离子波可以通过上述非线性偏微分方程的解来描述。

以与分析作为具有RLC部件的离子传导电缆的微管的时间尺度类似的方式，现在可以估算肌动蛋白和肌动蛋白丝的类似的时间尺度。在一些实施例中，对于单个肌动蛋白单体，LC振荡的时间尺度可以非常快，即，τ_o＝(LC)^1/2并且τ_o＝6×10^-14s。纵向离子波的衰减时间为τ_i＝R_iC＝6×10^-10s，而径向波的对应时间为τ₂＝R₂C＝0.9×10^-10s。上述所有时间尺度都与涉及在约27MHz的范围内的电场的相互作用不兼容。然而，对于肌动蛋白丝，情况发生了巨大的变化，其中，与针对微管所描述的肌动蛋白丝的长度具有类似的缩放比例。以约10μm的肌动蛋白丝为例，发现τ_o＝10^-10s，这仍然太短，但对于具有约100层的短细丝(即，约400nm长)，τ_i＝R_iC＝2.4×10^-8s，这处于在约27MHz的范围内与载波电磁场相互作用的正确范围内。得出的结论是，尽管可能性比MT小，但肌动蛋白丝也可能受载体电磁波影响。

本文披露了与上文提及的用于分裂细胞的那些电流密度有关的电流密度，其中，在约0.002A/m²<j<0.6A/m²的范围内测量值。由于j＝σE(其中，E＝100V/m并且σ的报告的值的范围较大(参见表2)、介于约0.1与约100之间)，因此取下限为约0.1可能导致沿微管的离子电流将会淹没分裂细胞中的固有离子流。这些外部刺激的电流可能导致大大地破坏有丝分裂的过程。

在一些实施例中，可能发生由于电流沿着微管流动而耗散功率。以约10μm长的微管为例，估算平均功率耗用为

<P>＝(1/2)V₀ ²[R/(R²+X_c ²)]

其中，X_c＝1/ωC是电容性电阻。代入相关数字，获得耗散的功率为约10^-11W，这与细胞在代谢过程中产生的功率相当(体内产生功率约100W/体内约3×10¹³个细胞)。因此，这些过程生成的另外的热量可能会对活细胞具有破坏性。

离子通道中的过程的时间尺度可以通过相隔约0.3nm的两个过滤器位点(即，约5×10^-10s与约5×10^-11s)之间的易位时间(t_易位)来估算。跃迁速率(来自电位平均力(PMF))图和克莱默跃迁速率模型(Kramer transition rate model)可以与这些数字相一致。KcsA中的非导电状态与导电状态之间的改变可能发生在约7.1×10³s-1处，从而给出了非导电状态的寿命为约0.14ms(约10^-4s)。在非导电状态的时长沿约10^-3s到约10^-4s缩放并且在滤波器易位时间内为约10^-11s时，可以预期在非导电状态期间有约10⁷次滤波器状态改变并且每秒约10¹⁰次切换(约10GHz)。因此，这些时间尺度可能与由MHz范围电场的效应产生的那些时间尺度不兼容。

在一些实施例中，由于封闭在球形细胞核膜中，细胞核中的DNA含量可以免受外场影响。除了细胞膜和细胞核壁均屏蔽的筛选效应之外，DNA链的不规则几何形状和其短的持续长度还可以指示，尽管带高电荷，但DNA不太可能参与肌动蛋白丝或微管中示出的离子传导效应。

驱动蛋白(沿MT)可以以约10^-6m/s的最大速度传播。此值可以取决于ATP的浓度和介质中的离子浓度。在MT的情况下，驱动蛋白转运各种至关重要的货物，并且对于肌动蛋白丝，动力蛋白以类似的速度做出相同的事情。马达蛋白的每个步骤都可以在毫秒或更短的时间段内发生，这比AC场振荡的时间段要长得多。驱动蛋白通过C端与MT结合，这样可能对电场波动敏感，并且驱动蛋白的转运将会被C端的这些快速振荡非常强烈地破坏掉。因此，暴露于MHz范围的电磁场的活细胞中的马达运输的中断可以是重要的下游效应。

图52描绘了活细胞内和胞外基质中的离子和有序水的示意性图示。

细胞质可以提供在其中进行基本的生物物理过程(例如，细胞呼吸)的介质。大多数细胞维持中性pH(约7.25到约7.35)，并且其干物质由至少50％蛋白质构成，癌细胞的pH为约6.85(酸性)。其余的干材料由核酸、痕量离子、脂质和碳水化合物组成。大多数痕量离子带正电。发现了并入金属蛋白中所需的一些金属离子，例如，Fe²⁺，通常呈纳摩尔浓度。下文是关于最丰富且重要的组分对细胞质的组成的总结(表4)。

表.4细胞质的组成

负蛋白质电荷：1.6mol/kg

正蛋白质电荷：1.01mol/kg

净蛋白质电荷：0.6mol/kg(-)

钾离子：0.5mol/kg(+)

氯离子：0.2mol/kg(-)

净离子电荷：0.3mol/kg(+)

净细胞质电荷：0.3mol/kg(-)

等离子体的粘度约为η＝0.001Pa.s(Howard,2001)，因此可以估算溶液中离子的摩擦系数约为γ＝6πηr，其中，r为离子半径(水合层半径)，并且发现γ＝2 10^-12Pa.s.m。在振幅为约100V/m并且频率约为f＝20MHz的振荡电场中，离子的位置可以遵循由以下方程给出的周期性运动：x(t)＝0.1A sin(2πft)，即，将以相同的频率和半径的约10％的振幅与场异相地执行谐波运动。

细胞质中的总电荷的净力可以估算为F＝qE、q＝4×10¹¹e并且E＝100V/m，因此总力为约6μN，这可能足以引起细胞内部的主要扰动。这可以取决于电场穿透细胞内部的能力，这在非球形细胞的情况下更容易。这些离子振荡远离并且朝向在细胞质内部有吸引力地相互作用的蛋白质表面的净结果可以是受离子云影响的结构的伴随的一系列振荡，如下文示意性地示出的。

图53描绘了由于细胞质中的阳离子电荷移动而引起的冷凝/解凝效应。

由于聚离子溶液所围绕的这些蛋白丝中以及周围的复杂电荷分布，细胞骨架微管可以参与与电磁力的许多相互作用。微管蛋白上有大量的净电荷，这些净电荷在很大程度上但不完全是通过抗衡离子筛选的。这些电荷中的一些电荷定位在C端上，它们极具柔性，从而导致振荡的电荷配置。蛋白质周围存在的离子可以被部分地冷凝并且易于发生集体振荡。其几何组织会影响其对外场的响应的微管蛋白和微管上有较大的偶极矩。最后，可以感应出偶极矩，尤其是在存在电场梯度的情况下。

基于广泛地分析AC电场可以对活细胞产生的各种可能的影响，得出以下结论。电场梯度，尤其是在分裂细胞时，在微管蛋白二聚体和微管上产生了大量的介电泳力。微管越长，效应越显著。另外，另一种可能的场景是离子电流流动沿着并且垂直于MT表面(以及肌动蛋白丝，但可能性很小)发生，这可以是由在约27MHz的范围内的电磁振荡生成的。具体的频率选择关键取决于每根细丝的长度。

取决于电磁场相对于细胞轴并且特别是相对于微管轴的取向(然而，这些电磁场从有丝分裂细胞中的中心体呈扇形散开，因此将与任何场都呈不同的角度)，通常可以生成以下三种类型的离子波：

a)沿微管表面传播的纵波。在微管的每个丝都像其固有电阻为r的电缆一样起作用的情况下，整个微管的电阻将会为R＝r/13，因为所有这些电缆都是彼此平行的，

b)在每个微管周围并沿着每个微管传播的螺旋波，可以有3或5个这种波同时传播，从而模仿微管的有3个起点或5个起点的几何形状。这种电缆的有效电阻将会为单独的电阻除以并联的电缆数

c)垂直于微管表面传播的径向波。

如果场被定向成与微管轴成一定角度，则可以预期可以同时生成所有这些波类型。分裂细胞的伸长促进了这些场穿透细胞，同时球形细胞将会在很大程度上屏蔽这些场并阻止这些场进入其内部。一旦电磁场生成振荡的离子流，这些离子流进而就可以引起以下下游效应：

a)干扰分裂细胞的卵裂区中的离子流

b)干扰马达蛋白运动和MAP-MT相互作用

c)可能在较小程度上影响离子通道动力学

d)通常可能会影响细胞质的净电荷。

还预期细胞质中有一些可测量的加热效应。

预期这些场不会影响蛋白质(如微管蛋白和肌动蛋白)的永久偶极。

在一些实施例中，患者暴露于经调幅频率可能导致细胞损伤。在一些实施例中，细胞损伤可以是水样变性、细胞凋亡或其组合。在一些实施例中，细胞损伤是水样变性。当细胞膜或细胞完整性被破坏从而导致维持细胞内稳态的机制受损时，可以观察到水样变性。在一些实施例中，水样变性可能导致细胞质膜更具渗透性，从而导致细胞肿胀、细胞破裂或细胞死亡。

在一些实施例中，受试者患有肝细胞癌。在一些实施例中，受试者患有癌症。在一些实施例中，癌症选自下组，该组由以下各项组成：结肠癌、乳腺癌、胰腺癌、卵巢癌、前列腺癌、纤维肉瘤、粘液肉瘤、脂肪肉瘤、软骨肉瘤、成骨肉瘤、脊索瘤、血管肉瘤、内皮肉瘤、淋巴管肉瘤、淋巴管内皮肉瘤、滑膜瘤、间皮瘤、尤文氏瘤(Ewing's tumor)、平滑肌肉瘤、横纹肌肉瘤、鳞状细胞癌、基底细胞癌、腺癌、汗腺癌、皮脂腺癌、乳头状癌、乳头状腺癌、囊腺癌、髓样癌、支气管癌、肾细胞癌、肝癌、胆管癌、绒毛膜癌、精原细胞瘤、胚胎癌、维尔姆斯瘤(Wilms’tumor)、宫颈癌、睾丸瘤、肺癌、小细胞肺癌、膀胱癌、上皮癌、神经胶质瘤、星形细胞瘤、成神经管细胞瘤、梅克尔细胞癌(merkel cell carcinoma)、颅咽管瘤、室管膜瘤、松果体瘤、血管母细胞瘤、听神经瘤、少突胶质细胞瘤、脑膜瘤、黑色素瘤、神经母细胞瘤、视网膜母细胞瘤；白血病，例如，急性淋巴细胞白血病和急性髓细胞白血病、慢性白血病；真性红细胞增多症、淋巴瘤、多发性骨髓瘤、华氏巨球蛋白血症(Waldenstrom’smacroglobulinemia)、重链病或其组合。

在一些实施例中，受试者单独地或与抗癌疗法组合地接受载波频率调制疗法。在一些实施例中，在肿瘤切除手术之前或在准备肿瘤切除手术时，受试者单独地或与抗癌疗法组合地接受载波频率调制疗法。在一些实施例中，另外的抗癌疗法可以是索拉非尼(Sorafenib)(多吉美(Nexavar))、纳武单抗(Nivolumab)(欧狄沃(Opdivo))、瑞戈非尼(Regorafenib)(斯蒂瓦格(Stivarga))或其组合。在一些实施例中，另外的抗癌疗法可以是玻玛西尼(abemaciclib)、醋酸阿比特龙(abiraterone acetate)、abitrexate(甲氨蝶呤(methotrexate))、abraxane(紫杉醇白蛋白稳定的纳米颗粒调配物)、ABVD、ABVE、ABVE-PC、AC、阿卡替尼(acalabrutinib)、AC-T、安挺乐(actemra)(托珠单抗(tocilizumab))、adcetris(本妥昔单抗瑞他汀(brentuximab vedotin))、ADE、曲妥珠单抗-美坦新偶联物(ado-trastuzumab emtansine)、亚德里亚霉素(adriamycin)(盐酸阿霉素(doxorubicinhydrochloride))、马来酸阿法替尼(afatinib dimaleate)、飞尼妥(afinitor)(依维莫司(everolimus))、奥康泽(akynzeo)(奈妥吡坦(netupitant)和盐酸帕洛诺司琼(palonosetron hydrochloride))、艾达乐(aldara)(咪喹莫特(imiquimod))、阿地白介素(aldesleukin)、alecensa(艾乐替尼(alectinib))、艾乐替尼、阿仑单抗(alemtuzumab)、爱宁达(alimta)(培美曲塞二钠(pemetrexed disodium))、aliqopa(盐酸阿帕尼西布(aopanlisib hydrochloride))、注射用爱克兰(alkeran for injection)(盐酸美法仑(melphalan hydrochloride))、爱克兰(美法仑)、阿乐喜(aloxi)(盐酸帕洛诺司琼)、alunbrig(布吉他滨(brigatinib))、ambochlorin(苯丁酸氮芥(chlorambucil))、amboclorin(苯丁酸氮芥)、ameluz(氨基乙酰丙酸)、氨磷汀(amifostine)、氨基乙酰丙酸、阿那曲唑(anastrozole)、阿帕鲁胺(apalutamide)、阿瑞匹坦(aprepitant)、安然爱斯普(aranesp)(阿法达贝泊汀(darbepoetin alfa))、阿可达(aredia)(帕米膦酸二钠(pamidronate disodium))、阿纳托唑(arimidex)(阿那曲唑)、阿诺新(aromasin)(依西美坦(exemestane))、arranon(奈拉滨(nelarabine))、三氧化二砷、arzerra(奥法木单抗(ofatumumab))、天冬酰胺酶欧文氏菌绿原酸(asparaginase erwinia chrysanthemi)、阿特朱单抗(atezolizumab)、阿瓦斯丁(avastin)(贝伐单抗(bevacizumab))、阿维单抗(avelumab)、西卡布泰根西洛素(axicabtagene ciloleucel)、阿昔替尼(Axitinib)、阿扎胞苷(Azacitidine)、巴文西奥(Bavencio)(阿维单抗)、BEACOPP、Becenum(卡莫司汀(Carmustine))、Beleodaq(贝利司他(Belinostat))、贝利司他、盐酸苯达莫司汀(Bendamustine Hydrochloride)、苯达卡(Bendeka)(盐酸苯达莫司汀)、BEP、Besponsa(奥英妥珠单抗(Inotuzumab 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Hydrochloride)、丝裂霉素(Mitozytrex)(丝裂霉素C)、MOPP、Mozobil(普乐沙福(Plerixafor))、Mustargen(盐酸氮芥(MechlorethamineHydrochloride))、丝裂霉素(丝裂霉素C)、马利兰(Myleran)(白消安)、Mylosar(阿扎胞苷)、Mylotarg(吉妥单抗)、纳米粒紫杉醇(Nanoparticle Paclitaxel)(紫杉醇白蛋白稳定的纳米颗粒调配物)、长春瑞滨(Navelbine)(酒石酸长春瑞滨(Vinorelbine Tartrate)、妥珠单抗(Necitumumab)、奈拉滨(Nelarabine)、Neosar(环磷酰胺)、马来酸来那替尼(Neratinib Maleate)、来那替尼(Nerlynx)(马来酸来那替尼)、奈妥吡坦和帕洛诺司琼盐酸盐(Netupitant and Palonosetron Hydrochloride)、Neulasta(培非格司亭(Pegfilgrastim))、Neupogen(非格司亭(Filgrastim))、索拉非尼(Nexavar)(甲苯磺酸索拉非尼(Sorafenib Tosylate))、Nilandron(尼鲁米特(、Nilutamide))、尼罗替尼(Nilotinib)、尼鲁米特、伊沙佐米(Ninlaro)(枸橼酸艾沙佐米)、尼拉帕尼甲苯磺酸盐一水合物(Niraparib Tosylate Monohydrate)、纳武单抗、它莫西芬(Nolvadex)(枸橼酸它莫西芬(Tamoxifen Citrate)、Nplate(罗米司亭(Romiplostim)、吉西娃、Odomzo(索尼德吉(Sonidegib))、OEPA、奥法木单抗、OFF、奥拉帕尼(Olaparib)、奥拉塔布、高三尖杉酯碱(Omacetaxine Mepesuccinate)、Oncaspar(培门冬酶(Pegaspargase))、盐酸昂丹司琼(Ondansetron Hydrochloride)、安能得(Onivyde)(盐酸伊立替康脂质体)、Ontak(地尼白介素)、欧狄沃(纳武单抗)、OPPA、奥斯替尼(Osimertinib)、奥沙利铂、紫杉醇(Paclitaxel)、紫杉醇白蛋白稳定的纳米颗粒调配物、PAD、帕博西尼、帕利夫明、盐酸帕洛诺司琼、盐酸帕洛诺司琼和奈妥吡坦、帕米膦酸二钠(Pamidronate Disodium)、帕尼单抗、帕比司他(Panobinostat)、Paraplat(卡铂)、伯尔定(Paraplatin)(卡铂)、盐酸帕唑帕尼(Pazopanib Hydrochloride)、PCV、PEB、培门冬酶、培非格司亭、聚乙二醇干扰素α-2b(Peginterferon Alfa-2b)、PEG-内含子(聚乙二醇干扰素α-2b)、派姆单抗(Pembrolizumab)、培美曲塞二钠(Pemetrexed Disodium)、Perjeta(帕妥珠单抗(Pertuzumab)、帕妥珠单抗、Platinol(顺铂)、Platinol-AQ(顺铂)、普乐沙福(Plerixafor)、泊马度胺(Pomalidomide)、Pomalyst(泊马度胺)、盐酸帕纳替尼(PonatinibHydrochloride)、Portrazza(妥珠单抗)、普拉曲沙(Pralatrexate)、强的松、盐酸甲基苄肼、普罗克瑞(Procrit)(依泊汀α(Epoetin Alfa))、Proleukin(阿地白介素)、普罗利亚(Prolia)(狄诺塞麦(Denosumab))、Promacta(艾曲波帕(Eltrombopag Olamine))、盐酸普萘洛尔(Propranolol Hydrochloride)、普列威(Provenge)(普列威-T(Sipuleucel-T))、Purinethol(巯嘌呤)、Purixan(巯嘌呤)、镭223二氯化合物(Radium 223Dichloride)、盐酸雷洛昔芬、雷莫芦单抗、拉布立酶、R-CHOP、R-CVP、重组人乳头瘤病毒(HPV)二价疫苗、重组人乳头瘤病毒(HPV)九价疫苗、重组人乳头瘤病毒(HPV)四价疫苗、重组干扰素α-2b、瑞戈非尼、Relistor(溴化甲基纳曲酮)、R-EPOCH、雷塔克丁(Retacrit)(依泊汀α)、Revlimid(来那度胺)、Rheumatrex(甲氨蝶呤)、瑞博西尼、R-ICE、美罗华(Rituxan)(利妥昔单抗)、美罗华海塞拉(Rituxan Hycela)(人类用利妥昔单抗和透明质酸酶(Rituximab andHyaluronidase Human))、利妥昔单抗、人类用利妥昔单抗和透明质酸酶、盐酸罗拉吡坦(Rolapitant Hydrochloride)、罗米地辛、罗米司亭、红比霉素(Rubidomycin)(盐酸柔红霉素)、Rubraca(卢卡帕尼(Rucaparib Camsylate))、卢卡帕尼、磷酸鲁索替尼、Rydapt(米哚妥林(Midostaurin))、Sclerosol胸膜内气溶胶(Sclerosol Intrapleural Aerosol)(滑石(Talc))、司妥昔单抗(Siltuximab)、西普鲁塞-T(Sipuleucel-T)、SomatulineDepot(醋酸兰瑞肽(Lanreotide Acetate))、索尼德吉(Sonidegib)、甲苯磺酸索拉非尼(SorafenibTosylate)、施达赛(Sprycel)(达沙替尼)、STANFORD V、无菌滑石粉(Sterile TalcPowder)(滑石)、无菌滑石(滑石)、Stivarga(瑞戈非尼)、苹果酸舒尼替尼(SunitinibMalate)、舒癌特(Sutent)(苹果酸舒尼替尼)、塞拉特伦(Sylatron)(聚乙二醇干扰素α-2a)、Sylvant(司妥昔单抗)、Synribo(高三尖杉酯碱Omacetaxine Mepesuccinate)、Tabloid(硫鸟嘌呤Thioguanine)、TAC、Tafinlar(达拉菲尼Dabrafenib)、泰瑞沙(Tagrisso)(奥希替尼)、滑石、塔利莫吉拉赫帕雷普维克(Talimogene Laherparepvec)、枸橼酸它莫西芬(Tamoxifen Citrate)、Tarabine PFS(阿糖孢苷)、特罗凯(Tarceva)(盐酸埃罗替尼))、Targretin(蓓萨罗丁(Bexarotene))、Tasigna(尼洛替尼)、紫杉酚(Taxol)(紫杉醇)、泰素帝(Taxotere)(多西他赛)、Tecentriq(阿特珠单抗)、Temodar(替莫唑胺(Temozolomide))、替莫唑胺、西罗莫司脂化物(Temsirolimus)、萨力多胺(Thalidomide)、Thalomid(沙利度胺(Thalidomide))、硫鸟嘌呤、噻替哌(Thiotepa)、蒂萨根勒苏尔(Tisagenlecleucel)、托珠单抗(Tocilizumab)、托拉克(Tolak)(氟尿嘧啶-局部)、盐酸拓扑替康(Topotecan Hydrochloride)、托瑞米芬(Toremifene)、驮瑞塞尔(Torisel)(替西罗莫司(Temsirolimus))、右雷佐生(Totect)(盐酸右雷佐生)、TPF、曲贝替定(Trabectedin)、曲美替尼、曲妥单抗、Treanda(盐酸苯达莫司汀(Bendamustine Hydrochloride)、Trexall(甲氨蝶呤)、曲氟尿苷和地匹福林盐酸盐、Trisenox(三氧化二砷)、泰立沙(Tykerb)(二甲苯磺酸拉帕替尼(Lapatinib Ditosylate))、Unituxin(丁妥昔单抗)、尿苷三乙酸酯(Uridine Triacetate)、VAC、戊柔比星(Valrubicin)、瓦尔斯塔尔(Valstar)(戊柔比星)、凡德他尼(Vandetanib)、VAMP、瓦鲁比(Varubi)(盐酸罗拉吡坦)、维克替比(Vectibix)(帕尼单抗)、VeIP、长春花碱(Velban)(硫酸长春碱(Vinblastine Sulfate))、万珂(Velcade)(硼替佐米)、Velsar(硫酸长春碱(Vinblastine Sulfate))、维莫非尼(Vemurafenib)、Venclexta(维奈托克(Venetoclax))、维奈托克、Verzenio(阿贝西尼(Abemaciclib))、Viadur(醋酸亮丙瑞林)、Vidaza(阿扎胞苷)、硫酸长春碱、Vincasar PFS(硫酸长春新碱(Vincristine Sulfate))、硫酸长春新碱、硫酸长春新碱脂质体(Vincristine SulfateLiposome)、酒石酸长春瑞滨(Vinorelbine Tartrate)、VIP、Vismodegib、Vistogard(尿苷三乙酸酯(Uridine Triacetate))、Voraxaze(羧肽酶)、伏立诺他(Vorinostat)、帕唑帕尼(Votrient)(盐酸帕唑帕尼)、Vyxeos(盐酸柔红霉素和阿糖胞苷脂质体)、Wellcovorin(亚叶酸钙)、Xalkori(克唑替尼)、Xeloda(卡培他滨)、XELIRI、XELOX、Xgeva(狄诺塞麦)、Xofigo(镭223二氯化合物)、Xtandi(恩杂鲁胺)、Yervoy易普利姆玛)、耶卡塔(Yescarta)(西卡布泰根西洛素(Axicabtagene Ciloleucel))、Yondelis(曲贝替定)、Zaltrap(阿柏西普(Ziv-Aflibercept))、Zarxio(非格司亭(Filgrastim))、Zejula(尼拉帕尼甲苯磺酸盐一水合物)、Zelboraf(维莫非尼)、Zevalin(替伊莫单抗)、Zinecard(盐酸右雷佐生)、阿柏西普(Ziv-Aflibercept)、枢复宁(Zofran)(盐酸昂丹司琼)、诺雷德(Zoladex)(醋酸戈舍瑞林(Goserelin Acetate))、唑来膦酸(Zoledronic Acid)、Zolinza(伏立诺他)、择泰(Zometa)(唑来膦酸)、Zydelig(艾代拉里斯)、Zykadia(赛立替尼)、Zytiga(醋酸阿比特龙)或其组合。

在一些实施例中，受试者单独地或与抗癌疗法组合地接受载波频率调制疗法。在一些实施例中，抗癌疗法的剂量的范围可以为约10毫克/天到约1000毫克/天。在一些实施例中，抗癌疗法的剂量的范围可以为约20毫克/天到约1000毫克/天、约30毫克/天到约1000毫克/天、约40毫克/天到约1000毫克/天、约50毫克/天到约1000毫克/天、约60毫克/天到约1000毫克/天、约70毫克/天到约1000毫克/天、约80毫克/天到约1000毫克/天、约90毫克/天到约1000毫克/天、约100毫克/天到约1000毫克/天、约200毫克/天到约1000毫克/天、约300毫克/天到约1000毫克/天、约400毫克/天到约1000毫克/天、约500毫克/天到约1000毫克/天、约600毫克/天到约1000毫克/天、约700毫克/天到约1000毫克/天、约800毫克/天到约1000毫克/天、约900毫克/天到约1000毫克/天、约100毫克/天到约200毫克/天、约200毫克/天到约800毫克/天、约200毫克/天到约600毫克/天或约200毫克/天到约500毫克/天。

提供了以下示例仅用于说明性和示例性目的，而不旨在以任何方式限制本发明。

示例1

图75A中阐述了在23个连续心跳期间记录的Hdp值的示例。九个血液动力学参数中的每一个的所测量和所记录的Hdp值是单个患者展现出的这种值的示例。

图75B中阐述了在23个连续心跳期间记录的相关的新属性参数值的示例。相关的新属性参数值可以用作单个患者展现出的代表性Hbp变化值。

示例2

图76证明了使用来自在全身治疗期间被诊断为肝细胞癌的四名患者体内的基础Hdp值(白色)和暴露Hdp值(深色)期间的代表性Hdp变化值的质心的正确分类率很高。患者A、B和C对癌症治疗无响应，而患者D对癌症治疗有良好响应。使用四种明确确立的统计方法，来自代表性Hdp变化值模式的质心在暴露时间段与非暴露时间段之间以及对治疗作出响应与对治疗无响应之间存在显著差异(p<0.0001)。

示例3

图77证明了代表性Hdp变化值和生物反馈程序的高相关率，这涉及对四名被诊断为肝细胞癌的患者的反应性脉冲(例如，在相关绘图中示出为蓝色)和非反应性脉冲(例如，在相关绘图中示出为红色)的生理响应(在某些明确限定的AM频率下)进行非常大量的观察和测量。使用不同的明确确立的统计方法，来自代表性Hdp变化值模式的质心在反应性脉冲变更与非反应性脉冲变更之间存在显著差异(p<0.0001)。

示例4

图78展示了在暴露于不同SFq期间确定的代表性Hdp变化值的差异。应用数学算法和人工智能处理标识了可能导致与患者的健康状况相一致的Hdp变化值改变的EMF频率。此示例中证明的EMF频率成因被命名为SFq。

示例5

图79A展示了根据从100Hz到40,000Hz调制的幅度，健康状况特异性SFq以明显混乱的方式分布在不同的健康状况中。通过使用本发明中描述的数学计算重组不同的健康状况特异性SFq，获得了由Hz＝a+βx(R²＝99.9％)定义的线性方程。人工智能算法允许构建用于诊断并治疗患者的一系列SFq。示例示出了来自四种癌症类型的1,054种癌症特异性频率的分布。

图79B展示了根据从100Hz到40,000Hz调制的幅度，健康状况特异性SFq以确定的方式分布在不同的健康状况中。人工智能算法可以允许标识用于诊断患者的一系列SFq的模式。示例示出了在暴露于不同的三组癌症特异性频率期间21名患者体内的疾病特异性Sfq(红色)和健康特异性Sfq(蓝色)的分布。

示例6

体外研究表明，低水平的经调幅电磁场可以修改细胞生长。已经标识了可以阻断癌细胞生长的特定频率。已经开发了能够递送低水平的经调幅电磁场的便携式可编程设备。设备发射以高精确度在范围为0.2Hz到23,000Hz的癌症特异性频率下调幅的27.12MHz射频信号。设备连接到勺状耦合器，该勺状耦合器在治疗期间放置在患者的口腔中。

方法：

进行了由每天三次40分钟的治疗组成的第I阶段研究。从2004年3月到2006年9月，招募了24名晚期实体瘤患者。中值年龄为57.0岁+/-12.2岁。16名患者是女性。截至2007年1月，5名患者仍在接受治疗、13名患者因肿瘤进展而死亡、两名患者失访并且一名患者撤销同意。最常见的肿瘤类型是乳腺癌(7)、卵巢癌(5)和胰腺癌(3)。22名患者先前接受过全身疗法并且16名患者在加入研究前已将肿瘤进展记录在案。

结果：

疗法的中值时长为15.7周+/-19.9周(范围：0.4周至72.0周)。没有NCI 2级、3级或4级毒性。三名患者在治疗期间和之后立即经受了1级疲劳。12名患者在加入研究前报告有严重疼痛。其中的两名患者报告在治疗下疼痛显著缓解。可以评估13名患者的客观响应，其中的六名患者还具有升高的肿瘤标志物。仅可以通过肿瘤标志物来评估另外的六名患者。在加入研究时患有进行性疾病的患者中，一名患者具有部分响应>14.4周，这与CEA、CA 125和CA 15-3降低>50％相关联(先前未经治疗的转移性乳腺癌)；一名患者疾病稳定34.6周(添加信息)；一名患者的CA19-9在12.4周内降低了50％(复发性胰腺癌)。在入组时疾病稳定的患者中，四名患者维持疾病稳定17.0周、>19.4周、30.4周和>63.4周。

结论：

该治疗是针对晚期癌症安全且有希望的新型治疗方式。第II阶段研究和分子研究继续进行以证实这些结果。

示例7

Federico P Costa、Andre Cosme de Oliveira、Roberto Meirelles Jr.、Rodrigo Surjan、Tatiana Zanesco、Maria Cristina Chammas、Alexandre Barbault、Boris Pasche对治疗性经调幅电磁场在治疗晚期肝细胞癌(HCC)方面的第II阶段研究。

背景：

第I阶段数据表明，在用示例A的设备颊内施用的特定频率下调幅的低水平电磁场是针对晚期癌症安全且潜在有效的治疗。设备发射以高精确度在范围为0.2Hz到23,000Hz的癌症特异性频率下调幅的27.12MHz RF信号。设备连接到在治疗期间放置在患者的口腔中的勺状耦合器。与HCC特异性频率组合地为患有晚期肝细胞癌HCC并且治疗性选择有限的患者提供治疗。

方法：

从2005年10月到2007年7月，第II阶段研究招募了43名晚期HCC患者。两名患者被认为筛选失败。患者接受每天三次1小时的治疗，直到疾病进展或死亡。中值年龄为64.0岁+/-14.2岁。17名患者是Child-Pugh状态A5-6，并且24名患者是Child-Pugh B7-9。在加入研究前，有75.6％患者已被记录在案有疾病进展(POD)。

结果：

如通过在加入研究时具有记录在案的POD的患者体内的部分响应(PR)或稳定疾病(SD)定义的总体客观响应率；4名患者具有PR(1名患者具有几乎完全响应58个月)和16名患者具有SD。中值存活期为6.7个月(95％CI为3.0至10.2)，并且中值无进展存活期为4.4个月(95％CI为2.1至5.3)。14名患者接受疗法超过六个月。在12个月、24个月和36个月时的估算存活率分别为27.9％、15.2％和10.1％。12名患者在加入研究时报告有疼痛：其中的八名患者(66％)在治疗期间疼痛减轻。没有NCI 2/3/4级毒性。一名患者发展为1级粘膜炎和1级疲劳。

结论：

在患有晚期HCC的患者中，该治疗是安全且有效的新型治疗选择，这具有抗肿瘤效果并且为大多数患者缓解了疼痛。

因此，可以看出，本发明的电子设备(包括用于准确地控制高频载波信号的调幅的频率和稳定性的装置)为治疗患有各种类型的晚期癌症形式的患者提供了安全且有希望的新型治疗方式。

下文阐述了控制高频载波信号的调幅的频率的上文准确地控制的经调幅频率的示例，以及要治疗的受试者所患有的癌症或肿瘤的类型。

再次参考附图，图12描绘了在用于在AM RF EMF暴露之前和期间连续监测血液动力学参数的实验设置期间的说明性患者。使用Task 监测仪(CN系统医疗技术股份有限公司(CNSystems Medizintechnik GmbH)，版本2.2.12.0，奥地利格拉茨8020Reininghausstraβe 13(Reininghausstraβe 13,8020Graz,Austria))进行非侵入性血液动力学测量。通过数字光学体积描记术、压力带和ECG来测量心率、血压和血流的数值。将血液动力学参数变换为在AM RF EMF暴露之前和期间的每个连续心跳的绝对值。在整个实验期间，将用于颊内施用AM RF EMF的勺状天线放置在患者的口腔中。在图12中，Task监测仪标记为1。AM RF EMF发射设备标记为2。连接到同轴电缆的AM RF EMF发射设备，该同轴电缆连接到勺形天线3。右臂数字压力带标记为4。数字光学体积描记术标记为5。左臂数字压力带标记为6。提供用于ECG和阻抗心动描记法的电极电缆。

由通过三个胸部贴附电极获取的数字光学体积描记术和ECG测量心率变异性、血压、压力感受器敏感性和血压的数值，以用于高分辨率的RR间隔分析。将数字压力带放置在右臂上并围绕在第三和第四个右手指的中节指骨，并且将另一个数字压力带放置在介于肩膀与肘部之间的左臂上。将血压测量值变换为每个连续心跳的绝对值。

参考图19至图20，看到了在每个心跳期间同时测量的十一个血液动力学参数的示例：心率(HR)、收缩压(sBP)、中值血压(mBP)、舒张压(dBP)、总外周阻力(TPR)、总外周阻力指数(TPRI)、心输出量(CO)、心脏指数(CI)、RR间隔(RRI)、每搏输出量(SV)和收缩指数(SI)。在暴露于AM RF EMF之前和期间，以仰卧位不断地进行血液动力学记录。此研究中分析了总计三百万个血液动力学参数。

在整个实验期间，参与者将勺形天线含在嘴里。在开始AM RF EMF暴露时间段中的每一个之前，连接各自编程有治疗程序(HCC特异性频率、乳腺癌特异性频率和随机选择的频率)中的一种的三种不同的设备。该方案以双盲的方式进行。

参考图17至图18，在非暴露时间段和暴露时间段期间以双盲的方式不断地进行血液动力学记录。非暴露时间段是在五分钟的RF EMF暴露之间的初始基础间隔和休息间隔。在暴露时间段期间，患者接受AM RF EMF(HCC特异性频率、乳腺癌特异性频率、随机选择的频率)。

根据以下三个因素分析了血液动力学参数：诊断(HCC、乳腺癌、健康对照组)、性别和记录时间段(基线和向HCC特异性调制频率、乳腺癌特异性调制频率和随机选择的调制频率的暴露)。

仅在患者完全自然增长后才对所记录的血液动力学数据进行分析。选择患者以构成机器学习知识库。知识库组分析的预期结果是创建特定于肝细胞癌患者、乳腺癌患者和健康对照者的计算。一旦构建了计算，就以盲测的方式分析来自验证组的数据，以验证计算。

将对六名被诊断为有可能可切除的HCC的患者的分析包括在验证组分析中。这些患者在HCC手术切除前24小时内以及在手术后四周到六周内完全恢复之后均进行了相同的非侵入性血液动力学参数测量。进行手术前对手术后分析。

在基础非暴露时间段期间的血液动力学参数分析在“发现组”中的健康对照者、肝细胞癌患者和乳腺癌患者之间有显著差异(p<0.0001)。男性参与者与女性参与者之间的血液动力学参数也有显著差异。

分别在基础非暴露时间段和暴露时间段期间进行血液动力学参数分析。在暴露于基线和暴露于按不同的SFq分离的HCC特异性调制频率、乳腺癌特异性调制频率和随机选择的调制频率期间，确定代表性Hdp变化值的差异。应用数学算法和人工智能处理针对被诊断为HCC、乳腺癌、健康对照者的每个个体标识每个不同的SFq的HRV模式。

由使健康对照者和患有癌症(HCC或乳腺癌)的患者暴露于经调制频率而产生的应用数学算法和人工智能处理对HRV模式进行标识，证明了可以用于标识患者的诊断的HRV模式的差异。

使用先前选定的由10名经活检证实患有HCC的患者和10名男性健康对照者构成的知识库组，人工智能处理与582个经调制频率组合地分析了10分钟的基线非暴露时间段，以标识在诊断患者时使用的特定HRV模式。

测试了有40名男性个体的验证组。在37个人中正确地标识了诊断。有2名健康对照者被标记为HCC患者，并且一名HCC患者被标记为健康个体。人工智能处理算法还指示了在正确区分HCC与健康对照者时使用的相关经调制频率或SFq。

使用先前选定的由10名经活检证实患有乳腺癌的患者和10名女性健康对照者构成的知识库组，人工智能处理与582个经调制频率组合地分析了10分钟的基线非暴露时间段，以标识在诊断患者时使用的特定HRV模式。

测试了有27名女性个体的验证组。在18名乳腺癌患者中正确地标识出17名患者的诊断。人工智能处理算法还指示了在正确区分HCC与健康对照者时使用的相关经调制频率或SFq。

选择针对在HCC中主要观察到的与健康对照者显著不同的经调制频率标识出的特定HRV模式，以作为SFq用于HCC患者的治疗程序中。相同的基本原理适用于乳腺癌患者以及可能其他健康状况。

根据本发明的另一方面，提供了仅基于对在暴露于在肿瘤特异性频率下调幅的27.12MHz RF EMF期间的HRV模式的标识，以盲测的方式来标识和表征允许诊断肝细胞癌和乳腺癌的新方法。这些发现可以对癌症的诊断有广泛的临床意义。

美国专利申请系列号12/450,450列出了截至申请日2009年9月25日已知的频率，而美国专利号8,977,365添加了截至申请日2012年8月22日已知的频率。自从这些归档以来，已经通过生物反馈程序确定了另外的AM频率，该生物反馈程序涉及对暴露于低能量电磁发射激发的受试者的生理响应(在某些明确限定的AM频率下)的非常大量的观察和测量对于要治疗的受试者所患有的癌症或肿瘤的类型的表征、诊断、治疗和频率发现是有效的。基于这种多个调幅频率值，已经令人惊讶地发现，在频率值的范围内的顺序值或顺序值组之间存在关系。

考虑到SFq与构成一系列质数的超集的一系列数字线性地相关，现在通过下文被描述为本发明的重要方面的新数学模型来确定构建表征先前已获得专利并通过生物反馈程序(涉及对在患者的任何健康状况中，暴露于低能量电磁发射激发的受试者的生理响应(在某些明确限定的AM频率下)的非常大量的观察和测量)确定的所有SFq的一系列公分母，以便对温血哺乳动物受试者进行精确的诊断和治疗。

使用n＝7x+i(其中，x＝1,2,…是自然数并且i＝0,1,2,…,6是族指数或余数)，可以将SFq组织成全等元素族的七个无限族(mod 7)。在i×k＝42个位置的块b中分配n(其中，k＝1,2,…,6)限定了族i中的n在相应块中的位置，从而通过构建产生x＝6b+k，其中，获得了自然数的方便表示：n＝42b+7k+i＝42b+θ。

不难验证出，除2和3以外的所有质数(Pn)都属于以下两个AP的比率r＝6：x＝0,1,…：AP₁＝6x+5,AP₂＝6x+7。显然，这两个AP还含有构成数字(Cn)。自然数的此超集表示质数候选(Cp)。考虑到就b、k和i而言自然数的表示，获得了由自然数的超集给出的Cp，使得i+k＝5或7或11，n≥5。由于自然数的每个族都由两个AP′s相交，如n＝42b+7k+i＝42b+θ，则在i和k的限制下，每个族(i＝1,2,…,6)获得了两个值k和θ。

Cp可以细分地组织。限于如i≠0和i+k＝5或7或11等自然数，获得了6个线性方程，被称为自然数族n＝7x+i，AP比率r＝7，由2个AP的比率r＝6相交。因此，有12组Cpn＝42b+7k+i＝42b+θ，这通过变换相当于6个族。x＝6b+k。Cp族是构建SFq的公分母的基础。

可以在温血哺乳动物受试者和患者中通过暴露于由上文作为本发明的重要方面描述的新数学模型预先确定的单个、一系列或组合的高度特定频率的射频载波信号来测试并验证针对SFq构建的一系列公分母。基于用于上文描述的模式识别的人工智能方法，通过本发明的集成解决方案获得的被命名为代表性Hdp变化值和相关SFq的验证结果为线性模型提供了永久性的完善和调整。上文描述的方法提供了对与温血哺乳动物受试者的健康状况相关的无限系列的SFq的标识和生成。

示例8

在单独的三组患者和健康对照者中对总共81名患者进行了前瞻性评估：1)发现组由6名晚期肝细胞癌患者、6名晚期乳腺癌患者和6名健康对照者组成；2)验证组由25名被诊断为癌症的患者(14名晚期乳腺癌女性患者和11名晚期HCC男性患者)和31名健康对照者(18名女性和13名男性)组成；3)6名患有潜在可切除的肝细胞癌的患者(5名男性和一名女性)。所有个体均暴露于先前报告的194个肿瘤特异性频率(HCC特异性频率和乳腺癌特异性频率)和194个随机选择的频率中的每一个一次，这些频率各自发射3s。

通过数字光学体积描记术和ECG测量心率变异性、血压、压力感受器敏感性和血压的数值。在暴露于AM RF EMF之前和期间，对处于仰卧位的患者进行血液动力学记录。

数据分析从发现组开始，创建特定于肝细胞癌患者、乳腺癌患者和健康对照者的数学算法。以盲测的方式分析来自验证组的数据，以验证算法。

在发现组中，观察到6名HCC患者中有6名(100.0％)对AM RF EMF暴露具有类似的血液动力学响应模式，这仅在暴露于HCC特异性调制频率期间发生。在患有乳腺癌的患者中，6例病例在暴露于乳腺癌特异性调制频率期间有5例(83.3％)标识出了类似的血液动力学响应模式。在健康对照者中或在暴露于随机选择的频率期间没有观察到肿瘤特异性的血液动力学响应。在验证组中，在25名患者中有22名(88.0％)标识出了肿瘤特异性血液动力学响应模式。

预先计划的事后分析证明，这种现象可以用连续心跳之间的间隔振荡以及连续瞬时心率之间的振荡(称为心率变异性(HRV)，描述了瞬时心率和RR间隔(RRI)两者的变化)来解释。可以在不断的连续RRI测量中通过时域量度来研究心率的变化。RRI波动具有复杂的非线性行为。为了分析非常短的R-R间隔，通常使用庞加莱绘图(Poincaréplot)，但这要求数据收集(数据同步)的精确度。

示例9

进行了两项前瞻性临床研究，使癌症患者暴露于按HRV生物替代物选择的AM RFEMF的单一治疗方式：在28名患有各种肿瘤类型的患者的情况下进行的可行性研究，以及在41名晚期肝细胞癌(HCC)患者中进行的第I/II阶段研究。在可行性研究中，七名转移性乳腺癌患者中的两名以及一名复发性转移性甲状腺癌患者具有重大的持久性响应。在四名(9.8％)HCC患者体内观察到客观响应。一名患者具有持续5年以上的接近完全响应，并且观察到7名患者具有2年以上的疾病控制。即使经过7年以上的治疗，也没有患者出现任何限制性毒性。

使用通过HRV生物替代物标识的频率调制在癌症患者中进行的体外实验在特定的癌症频率调制下阻断了乳腺癌细胞和HCC细胞的生长。共聚焦激光扫描显微术显示丝分裂纺锤体有明显破坏。通过RNA-seq和Micro-RNA分析标识了PI3K途径的IP3/DAG信号传导臂和钙结合蛋白在关键调节剂中的基因表达变更。通过钙指示剂分析标识了穿过微管的钙通量变更。一些抗肿瘤效应可以具有钙依赖性。

为了证明人类体内的生物学效应是取决于载波频率还是取决于调幅信号(参见图13)，对在暴露连续两天的5个交替暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)的14个个体(7名健康对照者和7名HCC)进行了前瞻性研究。使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的诊断。我们能够证明，人体对暴露于27.12MHz载波频率的HCC特异性频率调幅会产生可重现的自主应激响应，这在HCC患者中更为显著(Tukey-HSD测试，p<0.05)(图29)。响应模式标识能够区分健康个体与HCC患者组(图28)。对频率调幅的血液动力学响应是即时的，这支持了频率特异性胞内电信号解调系统这一思想，导致组织特异性生物学更改(例如，抗肿瘤效应)并且以无创且无毒的方式对患者进行诊断。假设这些场的细胞水平作用机制涉及与早期的计算模拟相一致的沿微管和可能的肌动蛋白丝的离子传导。

图21至图33描绘了在几天的过程中，在载波频率暴露时间段(B1、B2和B3)与在HCC特异性频率调幅暴露时间段(E1和E2)下调制的载波频率之间的Sd2/Sd1(庞加莱半轴绘图)的显著差异。

示例10

在患有乙型肝炎的晚期肝细胞癌(HCC)患者中进行了研究。在肝脏右叶中存在进行性肿瘤块，肿瘤块大小>20cm。病理学证实有分化不良的HCC，伴有门静脉侵犯。甲胎蛋白(AFP)肿瘤标志物首次在3,883处测得(图54A)。患者开始服用索拉非尼800毫克/天，并且随后减至400毫克/天。随后的AFP测量包括值17,000和60,5000(图54A)。患者在连续两天的2个交替暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)(图18A)。使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的诊断/治疗。在暴露方案之后，患者的AFP水平降低至1,080(图54A)，并且CT扫描显示完全临床响应(图54B)。

示例11

在患有肺血栓栓塞症和慢性乙型肝炎病毒的71岁白人男性中进行了研究。最初的腹部CT扫描显示右侧肝叶中有大肿瘤块，尺寸为18.7cm×14.2cm×14.5cm，肿瘤侵入下腔静脉(图55A和图55B)。血液结果显示总胆红素为1.12mg/dL；总蛋白INR为1.31；并且肌酸酐为0.8mg/dl。然后使患者接受具有阳性切缘的保守扩大肝右叶切除术。通过病理学证实了肿瘤侵入下腔静脉和右门静脉并且肝细胞癌分化不良(图55C至图55D)。随后的CT扫描显示双侧转移性肺结节(图55E)，并且腹部MRI示出5.7cm×4.5cm×6.8cm的Seg II/III和1.5cm的Seg IVA进行性肿瘤块、伴有多处膈下和腹膜转移性病变，平均大小为3.0cm(图56)。然后患者开始进行800毫克/天的索拉非尼抗癌疗法，并且由于手足综合症，剂量减至400毫克/天。患者维持不规律使用索拉非尼400毫克/天。再次进行血液检查，并且显示总胆红素为0.98mg/dL；总蛋白为1.27；并且肌酸酐为0.84。初始AFP值在索拉非尼疗法开始时显示为38,834(nl<7.0)，并且在索拉非尼疗法进行2个月后显示为60,500。使患者在一天内在1个暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒顺序暴露、范围为400Hz到20kHz，然后是3秒顺序暴露、范围为400Hz到20kHz)(图18D)。使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的诊断/治疗。在暴露方案之后，患者的AFP水平降低到1,008，并且CT扫描显示有显著临床响应，如图57A所示的肺转移的空腔化以及如图57B所示的在暴露方案之后肝肿瘤块和残留的腹膜植入物消失。

示例12

在被诊断为有慢性丙型肝炎病毒的60岁白人男性中进行了研究，该男性随后接受干扰素疗法来治疗丙型肝炎并具有完全病毒学响应。随访腹部超声显示肝硬化和门脉高压症。随访腹部CT扫描显示单个右侧肝结节，尺寸为4.5cm×4.22cm×4.35cm。随访腹部CT扫描证实有4.9cm SEG VIII结节、0.7cm Seg VIII结节和1.4cm SEG VII结节。肝MRI证实有与肝细胞癌相一致的相同肝结节。然后，患者接受经动脉化疗栓塞(TACE)。六个月后，患者接受Seg VIII放射消融。患者随后接受Seg II、Seg IV、Seg VI、Seg VII和Seg VIII放射消融。随访时，Seg VIII的肝MRI结节显示了门静脉进展和侵犯(图58)。血液结果显示总胆红素为1.66mg/dL；总蛋白INR为1.1；并且肌酸酐为1.1mg/dl。然后对患者的右侧肝叶进行了试验性切除，但未成功。与患者先前的肝脏MRI扫描相比，腹部CT和MRI显示有Seg VIII进行性疾病。然后患者显示出门静脉有肿瘤血栓形成并且左侧肝叶中有新结节(图59)。然后患者开始以800毫克/天进行抗癌疗法多吉美。再次进行血液检查，并且显示总胆红素为0.9mg/dL；总蛋白INR为1.03；并且肌酸酐为0.95mg/dL。使患者在连续两天的2个暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)。使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的诊断/治疗。在暴露方案之后，患者的CT扫描显示出完全临床响应，如图60A所示的在暴露方案后两周之后肿瘤块消失并且如图60B所示的在暴露方案后四周之后肿瘤块消失。

示例13

在被诊断为患有酒精性肝硬化的75岁白人男性中进行了研究。腹部超声检查发现右侧肝叶中有新结节。腹部MRI显示有多个Seg VIII/V肝结节，尺寸分别为2.3cm和1.6cm，伴有增生性结节。患者随后接受经动脉化学栓塞(TACE)，并开始以200毫克/天进行多吉美抗癌疗法。全柱MRI显示在T％、T11、T9、T12以及L3、L4和L5中有转移病灶。使患者接受外部束辐射以用于治疗骨病变。血液结果显示总胆红素为1.75mg/dL；总蛋白INR为1.2；并且肌酸酐为0.97mg/dl并且AFP为257.6。使患者在连续两天的2个暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)。使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的诊断/治疗。在暴露方案后十二天，患者的CT扫描显示出接近完全的临床响应，肿瘤减少，如图61所示。

示例14

在二十名被诊断为患有肝细胞癌的患者中进行了研究。使患者在一天的2个连续暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒或3秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)。在第一暴露时间段之后，使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的治疗标识。在初始暴露方案之后，使患者暴露于随后的暴露方案，其中，随后的暴露方案仅包括来自初始暴露方案的被确定为更改心率变异性的经调幅频率，如图18D所展示的。患者的CT扫描显示出肿瘤块消失的完全临床响应。这样，通过向具有相同诊断(例如，肝细胞癌)的各个患者暴露相同范围的经调幅频率，我们能够标识患者的“活动”频率(即，导致心率变异性有所更改的那些经调制频率)并且因此能够构建为患者定制的个性化治疗方案。

示例15

在被诊断为患有肝细胞癌的患者中进行了研究。使患者在一天的2个连续暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒或3秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)。在第一暴露时间段之后，使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的治疗标识。在初始暴露方案之后，使患者暴露于随后的暴露方案，其中，随后的暴露方案包括27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒或3秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)，如图18D所展示的。患者的CT扫描显示出肿瘤块消失的完全临床响应。这样，通过向具有相同诊断(例如，肝细胞癌)的各个患者暴露相同范围的经调幅频率，我们能够构建为患者定制的个性化治疗方案。

示例16

在被诊断为患有肝细胞癌的患者中进行了研究。使患者在一天的2个连续暴露时间段中暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率(10秒或3秒顺序暴露，范围为400Hz到20kHz)。在第一暴露时间段之后，使用与调频射频发生器同步的高精度无创血液动力学监测仪(Task Force监测仪，CN系统公司)记录血液动力学参数(参见图14至图16)。使用人工智能计算过程对每个暴露时间段进行实时HRV数据分析。另外，使用支持向量机算法，可以标识每位患者的单频调制响应，并将其用于患者的治疗标识。在初始暴露方案之后，使患者暴露于随后的暴露方案，其中，随后的暴露方案仅包括来自初始暴露方案的被确定为未更改心率变异性的经调幅频率，如图18D所展示的。患者的CT扫描显示出肿瘤块消失的完全临床响应。

示例17

在72名患者中进行了研究。使患者暴露于发射以高精确度在范围为0.2Hz到23,000Hz的癌症特异性频率下调幅的27.12MHz RF信号的设备。设备连接到在治疗期间放置在患者的口腔中的勺状耦合器。与HCC特异性频率组合地为患有晚期肝细胞癌HCC并且治疗性选择有限的患者提供治疗。

根据图18A、图18C、图18D和图67A至图67B中披露的实施例，34名患有晚期HCC的患者和38名健康对照者接受了35分钟或10分钟的一个或两个(同时或在10分钟的休息时间段之后)暴露方案。使每位患者暴露于27.12MHz载波频率±194个经调幅频率或在0.01Hz到20KHz的范围内、在10Hz到1,000Hz的范围内或在10Hz到2,000Hz的范围内每3Hz或10Hz出现的一系列电磁频率(每频率10秒或每频率3秒顺序暴露，范围为50Hz到20kHz)。系统可以确定在第一暴露时间段期间更改或未更改血液动力学参数的一系列频率，并向更改或未更改血液动力学参数的该系列频率提供频率属性。如图73所描绘的，频率属性是如图71所描绘的条形码系统。根据特定频率是否引起血液动力学参数(例如，心率变异性)改变，为每个频率赋予频率属性代码0、代码-1、代码1、代码2。如图74所展示的，系统在诊断所研究的72名患者时的敏感性为100％、特异性为84.2％并且准确度为91.6％。

示例18

如图63A至63D所描绘的，来自58个个体(27名肝细胞癌患者)的反射能量数据证明，肝细胞癌患者与健康对照者之间有模式差异(曼-惠特尼(Mann-Whitney)2面检验，p＝1.9E-101)。在健康对照组和肝细胞癌中，反射能量值分别为1051.5V(95％CI：1050.1至1052.89)和1008.53V(95％CI：1007.44至1009.61)。此分析可以支持以下概念：与健康对照者相比，HCC患者在暴露于以HCC特异性频率调制的电磁场期间吸收大量高能量。

示例19

心率的时间波动展现出明显的同步性并且可以反映心脏自主调控的改变。为了分析心率变异性的血液动力学模式，创建并验证了用于基于下一个心率进行即时变异性分析的一系列算法(图80A至图80B)。对RRI、dBP和SV之间的变量的相互作用的研究确定了，RRI在由频率调制引发的血液动力学响应中具有最高的作用(部分η²＝0.7973；MANOVA检验p＝2.54E-06)(图80B)。

使一队65名患者(20名肝细胞癌患者)暴露于在10Hz到1,000Hz的范围内每3Hz发生的一系列电磁频率，每个频率暴露持续3秒。如图81所展示的，许多频率引起心率变异性改变，并且这些频率与肿瘤负荷相关(图67B)。观察到2名患者(11.7％)有部分响应/缓解。观察到9名患者(52.9％)有稳定疾病。随访3.5个月以上(范围：0月至5.3个月)，观察到有64.7％的患者出院。对41名癌症患者的生活质量EORTC-C30 v3.0问卷进行了分析，其中64％示出了全局健康状况得到改善。没有报告≥2级的毒性。可以处理血液动力学变异性数据，并且可以将变异性结果实时归类为与肿瘤特异性频率相一致。可以在动态且实时的持续不断的程序中针对每位患者进一步标识特异性肿瘤频率，该程序能够确定可以在任何期望的频率间隔内指示新的肿瘤特异性频率的即时变异性值。此程序可以从患有相同疾病的不同患者中标识任何数量的肿瘤特异性频率，以便创建并更新在治疗被诊断为患有任何类型的癌症的患者时使用的肿瘤特异性频率。可以进一步标识单个患者的肿瘤特异性频率，以支持对单个患者体内的癌症进行动态治疗。

在暴露了上文描述的一系列电磁频率之后，在两名患者体内进行了肿瘤切除(图82)。肿瘤的组织学检查显示出通过细胞肿胀、胞内小囊泡、细胞膜破裂和核仁破坏标识的水样变性。

在以上具体实施方式中，参考了形成其一部分的附图。在附图中，除非上下文另有指示，否则类似的符号通常标识类似的部件。在具体实施方式、附图和权利要求中描述的说明性实施例并不意味着是限制性的。在不脱离本文提出的主题的精神或范围的情况下，可以使用其他实施例，并且可以进行其他改变。将容易理解，如本文总体上描述的并且在图中展示的本披露内容的各个特征可以以各种不同的配置进行布置、替换、组合、分离和设计，所有这些都在本文中明确考虑到。

本披露内容不限于本申请中描述的特定实施例，这些实施例旨在作为各个特征的说明。如对于本领域技术人员将显而易见的是，在不脱离本发明的精神和范围的情况下可以对其进行许多修改和变型。从前述描述中，除了本文列举的这些方法和装置之外，本披露内容的范围内的功能上等效的方法和装置对于本领域技术人员而言将是显而易见的。这些修改和变型旨在落入所附权利要求的范围内。本披露内容应仅受所附权利要求的条款以及这种权利要求有权获得的等同物的全部范围限制。应当理解，本披露内容不限于特定的方法、试剂、化合物、组合物或生物系统，其当然可以变化。还应当理解的是，本文中所使用的术语仅出于对特定实施例进行描述的目的，而并不旨在进行限制。

关于本文中基本上任何复数和/或单数术语的使用，本领域技术人员可以根据上下文和/或应用适当地从复数转换为单数和/或从单数转换为复数。为清楚起见，本文可以明确地阐述各种单数/复数排列。

本领域技术人员将理解，一般而言，本文并且尤其是所附权利要求(例如，所附权利要求的主体)中所使用的术语通常旨在作为“开放”术语(例如，术语“包括(including)”应当被解释为“包括但不限于”，术语“具有(having)”应当被解释为“至少具有”，术语“包括(includes)”应当被解释为“包括但不限于”等)。虽然根据“包括(comprising)”各种部件或步骤(解释为“包括但不限于”的含义)来描述各种组合物、方法和设备，但组合物、方法和设备也可以“基本上由各种组合物和步骤组成”或“由各种组合物和步骤组成”，并且这种术语应当被解释为定义基本上封闭的成员组。本领域技术人员将进一步理解，如果预期特定数量的引入权利要求表述，则在权利要求中将明确地陈述这种意图，并且在不存在这种表述的情况下，不存在这种意图。

例如，为了帮助理解，以下所附权利要求可以包含介绍性短语“至少一个”和“一个或多个”的使用以引入权利要求表述。然而，使用这类短语不应被视为暗示由不定冠词“一个(种)”引入一个权利要求陈述会将包含此类引入的权利要求陈述的任何具体权利要求限制为仅包含一个此类陈述的实施例，即使当同一权利要求包括介绍性短语“一个(种)或多个(种)”或“至少一个(种)”以及不定冠词诸如“一个(种)”时(例如，“一个(种)”应该解释为“至少一个(种)”或“一个(种)或多个(种)”)；这对用于引入权利要求陈述的定冠词的使用同样适用。

另外，即使明确陈述了特定数量的引入权利要求表述，本领域技术人员将认识到，这种表述也应当被解释为意指至少所陈述的数量(例如，没有其他修饰语的“两个表述”的简明表述，意指至少两个表述、或两个或更多个表述)。此外，在使用类似于“A、B和C等中的至少一项”的惯例的这些实例中，通常这种构造意图在本领域技术人员将理解所述惯例的意义上(例如，“具有A、B和C中的至少一项的系统”将包括但不限于具有单独A、单独B、单独C、A和B一起、A和C一起、B和C一起、和/或A、B和C一起等的系统)。在使用类似于“A、B或C等中的至少一项”的惯例的这些实例中，通常这种构造意图在本领域技术人员将理解所述惯例的意义上(例如，“具有A、B或C中的至少一项的系统”将包括但不限于具有单独A、单独B、单独C、A和B一起、A和C一起、B和C一起、和/或A、B和C一起等的系统)。本领域技术人员将进一步理解，无论是在说明书、权利要求还是附图中，呈现两个或更多个替代项的几乎任何转折词和/或短语都应当被理解为考虑包括这些项之一、这些项中的任一项或这两项的可能性。例如，短语“A或B”将被理解为包括“A”或“B”或“A和B”的可能性。

另外，在根据马库什组描述本披露内容的特征的情况下，本领域技术人员将认识到，本披露内容也因此以马库什组的任何单独的成员或成员子组进行描述。

如本领域技术人员将理解的，出于任何和所有目的，比如就提供书面描述而言，本文所披露的所有范围还涵盖任何和所有可能的子范围及其子范围的组合。任何列出的范围都可以很容易地被识别为充分描述并且使相同的范围能够被分解成至少相等的二分之一、三分之一、四分之一、五分之一、十分之一等。作为非限制性示例，本文讨论的每个范围可以容易地分解为下三分之一、中三分之一和上三分之一等。如本领域技术人员还将理解的，诸如“至多”、“至少”等所有语言包括所陈述的数量，并且指代随后可以分解为如上所讨论的子范围的范围。最后，如本领域技术人员将理解的，范围包括每个单独的成员。因此，例如，具有1至3个单元的组指代具有1、2或3个单元的组。类似地，具有1至5个单元的组指代具有1、2、3、4或5个单元的组，以此类推。

如本文所使用的，术语“约”是指可能例如由于以下各项发生的数值量的变型：由于现实世界中的测量和处理程序；由于这些程序中的疏忽性错误；由于组合物或试剂的制造、来源或纯度的差异；等等。通常，如本文所使用的术语“约”意指大于或小于由所述值的1/10(例如，±10％)表示的值或值的范围。术语“约”还指将会被本领域技术人员理解为等同的变型，只要这种变型不涵盖现有技术实践的已知值即可。在术语“约”后的每个值或值的范围还旨在涵盖所述绝对值或值的范围的实施例。无论是否被术语“约”修饰，权利要求中陈述的定量值都包括所叙述值的等同物，例如，可能发生但是将会被本领域技术人员认为是等同物的这种值的数量上的变型。

各种上文披露的以及其他特征和功能或其替代方案可以组合成许多其他不同的系统或应用。本领域技术人员随后可以在其中进行各种目前无法预料或未预料到的替代方案、修改、变型或改进，其中的每一个也旨在被所披露的实施例所涵盖。