专利名称：：一种微波近场医学体检测方法及其应用的制作方法
技术领域：
：本发明涉及一种微波近场医学体检测方法及其应用，属于医疗微波近场医学检测方法类。
背景技术：
：乳腺肿瘤是危害妇女健康的常见恶性肿瘤，自20世纪70年代末，其发病率一直位居女性肿瘤的首位，并以每年2%的速度递增。目前，全世界每年约有150万妇女患上乳腺癌，并有超过50万的妇女死于乳腺癌。近年来我国乳腺癌的发病率也呈上升趋势，发病年龄从30岁以后开始增加，4049岁达高峰，严重威胁着广大妇女的生命与健康。同时也有报道指出，如果乳腺肿瘤在顶径小于10mm时(即早期)就能被及时发现，那么患者通过治疗后的5年存活率将明显提高。由此可见，乳腺肿瘤的普査和早期诊断，对提高治疗的成功率和患者的远期存活率有着非常重要的意义。但是目前妇科门诊中对妇女乳腺病变的检査仍然采用X光、CT或核磁共振技术或其它更为落后原始的技术手段。虽然X光、CT或核磁共振技术的应用为这种病变的诊断提供了较为理想的结果，但是也存在对人体健康组织的伤害。因此，如何在保证检测结果的准确性的前提下，最大限度地减少对人体正常组织细胞的伤害，是妇女乳腺病变检查中需要解决的课题。在本人对微波技术的研究中，发现UWB信号具有辐射功率低、目标信息携载量大等优点，能提供毫米级的定位精度。以UWB信号作为检测信号源，既能获得高分辨率的成像结果，又能兼顾穿透深度的要求，且相对X光、CT或核磁共振技术而言对人体的伤害小很多，因此为安全、快速、准确地检测乳腺肿瘤提供了技术上的可能。
发明内容本发明的目的旨在提出一种应用微波三维成像技术确定乳腺肿瘤三维电磁场参数，构筑成像平台，为早期乳腺肿瘤的诊断和治疗提供直观和有效的三维信息。这种微波近场医学体检测方法，其特征在于用有限元共焦成像法通过时域差分法提取直达波和散射波之间的相关性信息，对成像区域进行有限元分割，然后计算每个天线到每个网格的时延，得到符合三维轨迹曲面方程的网格组，根据多个轨迹相交后网格组的叠加情况，确定妇女乳腺早期肿瘤所在的位置。其主要步骤是A、参数及成像区域的初始设定因人而宜地设定检测乳房半径R;扫描次数N和网格数gNum;B、收发天线位置的改变使用一个发射天线和两个接收天线，天线阵可以轴心旋转或上下移动，以便在不同位置处获得直达波和散射波的回波差拍信号，并依此结果建立轨迹方程；C、通过回波差拍中频信号获取时延采用时域差分法对接收天线收到的直射信号和散射信号进行处理，得到叠加差拍后输出的中频信号，分析零频附近的两处频率瞬变点，得到其中所包含的关于肿瘤位置等的信息；D、对每个有限元单元进行扫描依据被划分成的gN咖XgNumXgNum/2个网格后，计算出每个网格的中心点位置，由发射天线和接收天线的位置，推算出信号在皮肤层一乳房组织分界面的折射点，并分别得出信号在皮肤层和乳房组织中的传播距离；再根据不同介质中电磁波的传播速度，分别计算出直达波的传播时间以及信号经肿瘤散射前、后的传播时间；比较所求得的直射波与散射波之间的时间差，以及实际系统中获得的回波差拍信号的时延At，判断是否满足肿瘤分布的三维轨迹曲面方程；E、多色彩成像通过成像算法采用不同成像色彩来标识乳腺肿瘤的存在与否。根据以上技术方案提出的这种微波近场医学体检方法，与现在普遍使用的X光、CT或核磁共振技术而言，不仅能可靠地确定妇女早期乳腺肿瘤的三维空间位置，而且对人体的伤害小很多。附图l为本发明的操作流程图；附图2为适用本方法的模拟成像效果示意图；附图3为共焦成像原理图；附图4为发射信号、接射信号与差拍信号的示意图；附图5为小波变化五层分解后得到的时差示意图；附图6为折射点计算示意图；附图7为成像象限示意图；附图8为平面成像效果示意图；附图9为附图8的局部放大图。图中1-监测到的肿瘤2-虚警点3-发射天线4-接收天线5-目标物具体实施方式以下结合附图进一步阐述本发明，并给出本发明的实施例。这种微波近场医学体检测方法，其特征在于用有限元共焦成像法通过时域差分法提取直达波和散射波之间的相关性信息，对成像区域进行有限元分割，然后计算每个天线到每个网格的时延，得到符合三维轨迹曲面方程的网格组，根据多个轨迹相交后网格组的叠加情况，确定早期乳腺肿瘤所在的位置。其主要步骤是A、参数及成像区域的初始设定因人而宜地设定监测乳房半径R;扫描次数N和网格数gNlM;B、收发天线位置的改变使用一个发射天线和两个接收天线，天线阵可以轴心旋转或上下移动，以便在不同位置处获得直达波和散射波的回波差拍信号，并依此结果建立轨迹方程；C、通过回波差拍中频信号获取时延采用时域差分法对接收天线收到的直射信号和散射信号进行处理，得到叠加差拍后输出的中频信号，分析零频附近的两处频率瞬变点，得到其中所包含的关于肿瘤位置等的信息；D、对每个有限元单元进行扫描依据被划分成的gNumXgNumXgNnm/2个网格后，计算出每个网格的中心点位置，由发射天线和接收天线的位置，推算出信号在皮肤层一乳房组织分界面的折射点，并分别得出信号在皮肤层和乳房组织中的传播距离；再根据不同介质中电磁波的传播速度，分别计算出直达波的传播时间以及信号经肿瘤散射前、后的传播时间；比较所求得的直射波与散射波之间的时间差，以及实际系统中获得的回波差拍信号的时延At，判断是否满足肿瘤分布的三维轨迹曲面方程；E、多色彩成像通过成像算法采用不同成像色彩来标识乳腺肿瘤的存在与否。经本发明人应用上述方法对模拟的妇女乳腺肿瘤模型的检测成像结果(附图2)可以看出成像效果与实际模型中的肿瘤位置基丰一致，这说明釆用有限元共焦成像法对U冊近场检测到的乳腺肿瘤进行成像是可行的，且此方案具有发现顶径小于10mm的早期乳腺肿瘤的能力。这种微波近场测量技术的原理如下在离开被测目标3A5入(入为工作波长)距离内测量该区域电磁场的技术称为近场测量技术。若被测目标是散射体，则称为散射近场测量；对散射近场信息进行反演或逆推就能得到表征目标几何特征的目标函数，由目标函数给出目标的几何形状，形成目标近场成像。近场成像技术是研究介质表面区域电磁性质的有效手段，适合于进行人体肌肤以下的肿瘤检测。将可视化技术与UWB近场检测技术相结合，应用到医学图像领域就产生了医学影像可视化技术。医学体数据的三维可视化就是要在计算机上将这些离散数据进行插值，将其转变为具有直观立体效果的图像，利用人体视觉系统特性来展示器官的三维形态，从而提供若干用传统手段无法获得的解剖结构信息，并为进一步模拟手术操作等提供视觉交互手段。微波近场检测的共焦算法微波共焦算法最早源自于合成孔径雷达技术，其原理如图3所示。由发射天线向成像区域发射一超宽带脉冲，该脉冲信号经检测目标时发生散射，接收天线得到检测目标的散射场，该散射场中包含了物体的形状和空间位置等信息。假设有一目标位于OC(^o,Zo)，目标到第/个接<formula>formulaseeoriginaldocumentpage8</formula>收天线的距离为d,G-1…N)，可得",=#。-、)2+"'。-乂)2+"-z,)2—(,、1，…iV)(4-1)假设微波信号的传播速度为^，则目标的散射信号到达各接收天线的时延分别为,,丄j^,)2+(》W,)2+"-02(/=(4-2)对每个天线上接收到的信号做时延补偿，在检测目标位置处信号能够同相叠加，能量较强；而在其他位置处非同相的波形叠加，能量较弱，这就是共焦成像算法的基本思想。共焦成像算法的步骤是-(1)采集初始信号。有检测目标存在时，初始信号A包括了直达波和检测目标的散射波；无检测目标存在时，初始信号B仅包括直达波。(2)校准，即进行信号相减，去除从发射天线到接收天线的直达波，只留下检测目标位置、大小形状等信息的散射信号。(3)信号积分，将信号中心从零转变为最大值。(4)聚焦对整个成像区域进行逐点扫描，计算每个天线到每个成像点的时延，并将经过时延补偿后的信号相加。根据信号叠加后能量的分布不同，产生图像，确定检测目标所在的位置。有限元共焦成像算法本系统采用微波近场技术来获取检测信号，并实现医学影像的成像，因此在成像算法的设计上，既要考虑到医学影像的成像要求，又要兼顾微波近场技术所获得的检测信号的特点。医学影像对成像算法的要求是具有高位置分辨率、高密度分辨率、实时快速。对照CT的重建投影算法[36]，其多角度旋转扫描投影、多灰度级多色彩实现高密度分辨率等，都是本系统的成像算法值得借鉴的手段；但CT成像采集的是X射线的衰减信号，且只在医学体的断面上实现二维成像，而本系统采集的检测信号为三维电磁波信号，成像轨迹是空间上的不规则曲面。再对照合成孔径雷达系统中常用的共焦成像算法，其散射信号的获得、时延的计算等，都与本系统的成像过程类似；但由于其不仅需要定位检测目标，还需要确定检测目标的轮廓，信号积分的计算量非常大，因此在成像速度上存在着欠缺。本成像系统兼顾了三维高精度成像和快速成像的要求，(1)通过时域差分法提取直达波和散射波之间的相关性信息，避免非线性问题；(2)对成像区域进行有限元分割，然后计算每个天线到每个网格的时延，得到符合三维轨迹曲面方程的网格组，根据多个轨迹相交后网格组的叠加情况，确定目标肿瘤所在的位置。由于本系统的检测对象是早期的乳腺肿瘤，其形状可近似为直径很小的球状体，因此只定位其位置，而不对其外轮廓进行讨论。故可用区域收敛法取代点收敛法，从而大大节约时间开销，提高成像速度。参数及成像区域的初始设定使用该系统进行早期乳腺肿瘤检测时，被检者的乳房半径大小各不相同，对定位精度和检测时间的要求也各不相同。因此，系统在运行之初允许用户对基本参数进行设定(1)乳房半径R;(2)扫描次数N，即收发天线位置移动的次数；(3)网格数gNum，即在成像区域内被划分的立方体数目。扫描次数越多，网格划分越精细，则成像精度越高，得到收敛的肿瘤位置的可能性也越高，但相应的时间开销也就越大。系统默认的乳房半径R为80mm，扫描次数为80次，网格数gNum也为80。用户确认或修改完这些参数的设定后，系统将构建一个半径为R的半球体模拟乳房组织，并将整个成像区域划分为gNumXgNumX(gNum/2)个网格，同时创建一个三维数组iData[gNum][gNum][gNum/2]，用以存放与对应网格相关的信息。收发天线位置的改变在本系统天线阵列的设计中，用到了一个发射天线和两个接收天线，天线阵可以轴心旋转或上下移动，以便在不同位置处获得直达波和散射波的回波差拍信号，并在接下来的步骤中建立轨迹方程。乳腺肿瘤一般都位于皮下50mm范围内，因此我们设定天线阵沿Z轴的移动范围为Z二30mm到Z二70mm，每次递增10mm。接下来的问题是如何确定发射天线与接收天线之间的距离，若天线阵元间的间距太小，则会引起信号间的相互干扰；若天线阵元间的间距太大，则发射信号与接收信号的相关系数会很小，不利于我们进行时域差分。于是我们作了这样的设定，当Z轴坐标为30mm或40mm时(比较靠近胸部肌肉层或腋窝，柱坐标系下X-Y平面上的半径分量R较大)，天线阵元间的角度差为15。当Z轴坐标为70鹏时(比较靠近乳头乳晕，柱坐标系下X-Y平面上的半径分量R较小)，天线阵元间的角度差为45°;当Z轴坐标位于前两者之间，取值为50mm或60mm时，天线阵元间的角度差为30。。因此，当Z=30mm/40mm/50mm/60mm/70mm时的天线阵旋转次数分别为24/24/12/12/8，天线位置总共改变80次，这就是系统默认的总扫描次数。每次扫描时收发天线阵子在柱坐标系下的位置可参见下表回波差拍中频信号的时延获取当天线阵移动到合适位置后，发射天线发出三角波调频UWB信号序列，其表达式为<table>tableseeoriginaldocumentpage11</column></row><table><formula>formulaseeoriginaldocumentpage12</formula>(4-3)其中，<formula>formulaseeoriginaldocumentpage12</formula>为三角脉冲。由于乳腺肿瘤组织较周围的正常组织而言有较强的散射效应，因此接收天线收到的信号中，一部分直接来自于发射天线，另一部分则是经乳腺肿瘤散射后再到达接收天线的。直达波和散射波的传播距离不同，到达接收天线的用时也不一样，散射波相对直达波会有-一个传播时延At。系统通过获取该时延参数来判断肿瘤与天线之间的距离，进而建立轨迹方程确定肿瘤位置。采用时域差分法对收到的这两个信号进行处理，直射信号和散射信号叠加差拍后输出的中频与目标关系如图4所示。回波差拍中频信号v3由vl和v2相乘后得到，在零频附近有两处频率瞬变点，该两点的时差At里面包含了肿瘤位置等信息。再通过选择合适的小波基、选择适当的分析阶数，由小波重构再现分解的各层信号，对回波差拍信号进行如图4-5所示的时差检测，获取△t的具体取值。对每个有限元单元进行扫描成像区域被划分为gNumXgNumXgNum/2个网格后，可计算出每个网格的中心点位置(R为乳房组织模型的半径)<formula>formulaseeoriginaldocumentpage12</formula>假设在该中心点位置上存在肿瘤组织，则由发射天线和接收天线的位置，可推算出信号在皮肤层一乳房组织分界面的折射点，并分别得出信号在皮肤层和乳房组织中的传播距离；再根据不同介质中电磁波的传播速度，分别计算出直达波的传播时间以及信号经肿瘤散射前、后的传播时间。波速的计算UWB信号在介质中传播的速度与介质的介电常数、电导率、电磁波的频率有关，传播速度为皮肤和乳房组织都是色散媒质，而天线阵子发出的UWB信号包含了很多频率分量，因此信号的传播情况是比较复杂的[39]。分析证明，当频率低于10GHz时，在高分辨率超宽带微波成像技术中，媒质的色散对成像效果并没有显著的影响。我们取UWB信号的中心频率1.5GHz作为其在乳房各组织中传播频率的参考值。按表3-1所示，设定乳房皮肤的电磁参数分别为fn-40，"h=1，=2.64S/m;正常乳房组织的电磁参数分别为fr2=10，/^=1，。2=0.24S/m，则UWB信号在皮肤层中传播的速度h以及在常常乳房组织中传播的速度^分别为折射点的计算当发射天线发出的UWB信号经皮肤层一乳房组织的分界面到达乳腺肿瘤时，信号将在两种媒质的分界面上发生折射；同样，当肿瘤的散射信号经乳房组织一皮肤层的分界面进入皮肤再到达接收天线的过程中，信号也将发生折射。图6是回波信号在乳房组织一皮肤层分界面上发生折射的示意图。乳房组织是半径为80mm的半球；皮肤层的厚度为2mm，即皮肤所在半球的半径为82mm。假设A为目标肿瘤所在的位置；B为接收天线所在的位置；M为A的散射信号到达接收天线B的过程中在乳房组织一皮肤层交界面上的折射点；过M点的乳房组织所在半球的切平面为"，D为B(接收天线)在切平面。上的垂足，^为折射角，A为入射角。设A(肿瘤位置)、B(接收天线位位置)、M(折射点)、D(垂足)的坐标分别为(X"Y,，Z,)，(X"Y"Z》，(X',，Y()，Z())，(i，j，k)。考虑到具体检测时乳房组织会因人体姿势的改变而移动、难以确定乳房中心位置的特点，我们对坐标系及坐标原点的选择作了如图4-7所示的规定在柱坐标系的X-Y平面内，将乳房组织划分为外侧上象限、外侧下象限、内侧上象限、内侧下象限四个区域；规定乳房组织的下象限最低点(检测时最容易定位)为坐标原点；由内而外为X轴正方向；自下而上为Y轴正方向；于是，乳房中心位置(即半球模型的圆心)坐标为(0，R，0)。系统假设的半径R为80誦，则B点(X2(x-0)2+(y-80)2+0-0)2=822M点(Xo，Yo，Zo)满足方程(x—0)2+(_y—80)2+(z—0)2=802根据Snell折射定律<formula>formulaseeoriginaldocumentpage14</formula>.-.折射角K0。而三角形OBM符合正弦定理:5(9SO<formula>formulaseeoriginaldocumentpage14</formula><formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>，可近似认为切平面a与OB垂直垂直于切平面a的BD的直线方程为计算直线BD与平面a的交点D，将上式代入切线方程，可得参数"<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-9)<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-10)<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-12)<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-12)<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>直线AB的方程计算AB与切平面a的交点E，将式4-12代入式4-9，得<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-13)比较d1和d2，可得<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-14)由Snell定律及两层介质折射点的近似估算方法[43，44]可辛|EM|"|MD|，即M是ED的中点，所以下式成立<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-15)得:<formula>formulaseeoriginaldocumentpage15</formula>(4-16)设<formula>formulaseeoriginaldocumentpage16</formula>:则由式4-17可得<formula>formulaseeoriginaldocumentpage16</formula>点M所在的半球满足方程4-6，于是将式4-19、4-20代入式4-6，(a2+62+l)x0+[2a(-"x2+_y2-80)+26(-foc2+z2)〗x0+[(-ox2+_y2-80)2+(-fec2+z2)2-6400]=0(阔由式4-21，解一元二次方程可得x。，并可很容易地求出y。、Z。的值，从而得到折射点M的坐标。时延的计算由折射点M的位置，可推算出散射信号从肿瘤组织A到达接收天线B的传播距离和时间。同理，可计算出由发射天线C发出的UWB信号在到达肿瘤A的过程中，在皮肤层一乳房组织分界面上的折射点N，并推算出信号从发射天线C到达肿瘤组织A的传播距离和时间。距离为<formula>formulaseeoriginaldocumentpage16</formula>其中<formula>formulaseeoriginaldocumentpage16</formula><formula>formulaseeoriginaldocumentpage17</formula>传播时间为:<formula>formulaseeoriginaldocumentpage17</formula>比较式4-26所求得的Ar与实际系统中获得的回波差拍信号的时延<formula>formulaseeoriginaldocumentpage17</formula>(式中，a为网格边长，V2为信号在TH常乳房组织中的传播谏度)则表明该网格中心处存在肿瘤组织的假设有可能成立，网格中心位置满足肿瘤分布的三维轨迹曲面方程，其对应的三维数组元素值iData[iHJ][k]加1;否则，表明假设不成立，该网格中心位置不满足肿瘤分布的三维轨迹曲面方程，其对应的三维数组元素值不变。系统中设置了两个接收天线，因此，天线阵每移动一次位置，就针对gNumXgNumXgNum/2个网格进行两次时延差的计算，统总的运算次数为gNumXgNumXgNumXN。最后得到的三维数组iData，其每个元素取值应满足O《iData[i]0][k]《2N(N为总的扫描次数)。多色彩成像多次改变天线阵位置、并建立三维轨迹曲面后，三维数组iData中包含了肿瘤组织位置和大小的信息。若轨迹方程的相交区域集中在几个固定的网格，则这几个网格所对应的iData值将明显高于其他网格，其所处位置即为系统检测到的肿瘤位置；若轨迹方程的相交区域发散，则所有网格对应的iData值都接近或等于0，可初步判定为乳房内不存在肿瘤；但由于乳房组织为半球形轴对称结构，因此有些轨迹交点很可能是镜像后得到的结果，实际上该处并没有肿瘤存在，这就需要我们的成像算法能对此进行过滤和去杂。医学上一般将顶径小于5mm的小浸润癌(亚临床癌)或顶径小于10mm、无腋下淋巴结肿大的微癌划归为早期乳腺癌[45]。而系统默认的设定值中，半径R二80mm、网格数gNum=80，即每个网格的边长为2mm。这就意味着若乳房组织内存在肿瘤，则该位置上若干个邻近网格所对应的iData值都会很高、都将被系统检测出来；而对于一些单个零星存在的iData值很高的网格，则会被当作"虚警点"而滤掉。多个三维轨迹曲面相交后，实际存在肿瘤的网格相对应的三维数组元素值，将等于或略小于扫描次数的2倍；远离肿瘤、没有轨迹经过的网格所对应的三维数组元素值，将远小于扫描次数，或接近于零；与肿瘤周围网格相对应的三维数组元素值，则将介于上述两者之间。成像结果图8和图9给出了所示模型的成像结果，图8是三维区域内的成像效果，图9(a)是Z二31，X-Y平面的成像效果，(b)是(a)的局部放大。模型中的肿瘤位于(41,53,19)，顶径为6mm，天线阵共旋转、上下移动了40次，即扫描次数为40。成像效果与实际模型中的肿瘤位置基本一致，这说明采用有限元共焦成像法对UWB近场检测到的乳腺肿瘤进行成像是可行的，且此方案具有发现顶径小于10mm的早期乳腺肿瘤的能力。权利要求1.一种微波近场医学体检测方法，其特征在于用有限元共焦成像法通过时域差分法提取直达波和散射波之间的相关性信息，对成像区域进行有限元分割，然后计算每个天线到每个网格的时延，得到符合三维轨迹曲面方程的网格组，根据多个轨迹相交后网格组的叠加情况，确定妇女乳腺早期肿瘤所在的位置。2、如权利要求l所述的一种微波近场医学体检测方法，其具体步骤是A、参数及成像区域的初始设定因人而宜地设定监测乳房半径R;扫描次数N和网格数gNum;B、收发天线位置的改变使用一个发射天线和两个接收天线，天线阵可以轴心旋转或上下移动，以便在不同位置处获得直达波和散射波的回波差拍信号，并依此结果建立轨迹方程；C、通过回波差拍中频信号获取时延采用时域差分法对接收天线收到的直射信号和散射信号进行处理，得到叠加差拍后输出的中频信号，分析零频附近的两处频率瞬变点，得到其中所包含的关于肿瘤位置等的信息；D、对每个有限元单元进行扫描依据被划分成的gNumXgNumXgNmn/2个网格后，计算出每个网格的中心点位置，由发射天线和接收天线的位置，推算出信号在皮肤层一乳房组织分界面的折射点，并分别得出信号在皮肤层和乳房组织中的传播距离；再根据不同介质中电磁波的传播速度，分别计算出直达波的传播时间以及信号经肿瘤散射前、后的传播时间；比较所求得的直射波与散射波之间的时间差，以及实际系统中获得的回波差拍信号的时延At，判断是否满足肿瘤分布的三维轨迹曲面方程；E、多色彩成像通过成像算法采用不同成像色彩来标识乳腺肿瘤的存在与否。全文摘要一种微波近场医学体检测方法，其特征在于用有限元共焦成像法通过时域差分法提取直达波和散射波之间的相关性信息，对成像区域进行有限元分割，然后计算每个天线到每个网格的时延，得到符合三维轨迹曲面方程的网格组，根据多个轨迹相交后网格组的叠加情况，确定妇女乳腺早期肿瘤所在的位置。根据以上技术方案提出的这种微波近场医学体检方法，与现在普遍使用的X光、CT或核磁共振技术而言，不仅能可靠地确定妇女早期乳腺肿瘤的三维空间位置，而且对人体的伤害小很多。文档编号A61B5/06GK101234022SQ20061014753公开日2008年8月6日申请日期2006年12月19日优先权日2006年12月19日发明者萌姚申请人:华东师范大学