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微波近場(chǎng)成像檢測(cè)乳腺癌及其微波熱療

2013-12-30 來(lái)源:微波射頻網(wǎng) 字號(hào):

1 引言

在過(guò)去相當(dāng)長(zhǎng)的時(shí)間內(nèi),電磁場(chǎng)工程師們正在致力于人體癌癥的電磁場(chǎng)檢測(cè),因?yàn)殡姶艌?chǎng)檢測(cè)比較已有的腫瘤的檢測(cè)方法如X射線攝影檢測(cè)、紅外成像檢測(cè)等方法有很多優(yōu)勢(shì)。微波成像檢測(cè)具有以下優(yōu)點(diǎn):
•對(duì)身體健康沒(méi)有負(fù)面影響。該方法沒(méi)有電離輻射,用于微波成像的能量≤5mW,屬相對(duì)安全的非電離輻射[1];
•對(duì)腫瘤敏感,能夠區(qū)分良性與惡性,易于檢測(cè);
•非侵入式檢測(cè),易于實(shí)現(xiàn);
•費(fèi)用遠(yuǎn)低于計(jì)算機(jī)輔助成像(CAT)或磁共振成像(MRI)檢測(cè),可用于普查;
•不會(huì)引起身體的不適,易于被婦女接受;
•在可治階段檢測(cè)出腫瘤;
•可實(shí)現(xiàn)寬頻帶檢測(cè),更易于應(yīng)用;
•能夠檢測(cè)到小至2mm的腫瘤,檢測(cè)結(jié)果客觀、準(zhǔn)確,易于解釋。

2 乳房組織的電特性

在微波波段,離體生物組織的介電特性的有關(guān)數(shù)據(jù),涉及的頻帶很寬,從10Hz到20GHz,某些癌變組織的介電特性也已經(jīng)有了定量數(shù)據(jù)[2~5]。但是對(duì)于正常胸部組織和癌變組織的介電特性的相關(guān)數(shù)據(jù)卻不是很多。1984年Chaudhary等人[6]在3MHz-3GHz的頻率范圍內(nèi)測(cè)量了正常胸部組織和癌變組織的介電特性。1994年Joines等人[7]在50MHz-900MHz的頻率范圍內(nèi)測(cè)量了幾個(gè)新鮮離體器官的介電特性,其中包括乳房。這些研究揭示癌變組織的介電特性及電導(dǎo)率是正常胸部組織的三倍以上。頻率更高處的數(shù)據(jù)可以通過(guò)Chaudhary等人的數(shù)據(jù)利用Debye方程[8]外插而得到。對(duì)微波來(lái)說(shuō),正常胸部組織比癌變組織更加透明,這也是微波檢測(cè)乳腺癌的物理基礎(chǔ)。

一般來(lái)說(shuō),作為色散媒質(zhì)的胸部組織,其介電特性可由Debye方程來(lái)描述:

式中εr是胸部組織的相對(duì)介電常數(shù),σ是胸部組織的電導(dǎo)率(mS/cm),f是工作頻率(GHz),fc是生物組織的平均弛豫頻率,ε∞是在頻率遠(yuǎn)高于fc時(shí)的相對(duì)介電常數(shù),εs是頻率遠(yuǎn)低于fc時(shí)的相對(duì)介電常數(shù),ε0是自由空間的介電常數(shù),σs表示除介質(zhì)色散以外的其他過(guò)程對(duì)總電導(dǎo)率的貢獻(xiàn)。對(duì)于正常胸部組織,其介電特性及電導(dǎo)率與低含水量的脂肪組織類似,相關(guān)數(shù)據(jù)可以在文獻(xiàn)[8]中找到;對(duì)癌變的胸部組織,其介電特性及電導(dǎo)率與高含水量的組織如皮膚相似。在100MHz到17GHz范圍內(nèi)可采用以下經(jīng)驗(yàn)公式[9]:

式中 是純水的介電常數(shù)εs乘以一個(gè)與組織含水量有關(guān)的因子,σ0.1是胸部組織在0.1GHz時(shí)的電導(dǎo)率(mS/cm)。生物組織的介電常數(shù)和電導(dǎo)率隨頻率的變化關(guān)系見(jiàn)圖1和圖2。

微波對(duì)于胸部組織的穿透深度,假設(shè)入射波為平面波,則可以按照下式計(jì)算[10]:
 
式中μ0為自由空間磁導(dǎo)率,微波對(duì)生物組織的穿透深度δ隨頻率而變化關(guān)系見(jiàn)圖3。

3 乳腺癌的微波檢測(cè)

3.1微波近場(chǎng)成像

典型的微波近場(chǎng)成像就是用天線或天線陣發(fā)射一定頻率的電磁波照射靠近的被測(cè)物體,接收天線得到被測(cè)物體的散射場(chǎng),物體的形狀和空間分布的信息就包括在散射場(chǎng)中。在微波頻段,散射場(chǎng)基本無(wú)法得到解析解。由于被測(cè)物體的維數(shù)、不連續(xù)性、各向異性等很多原因,必然導(dǎo)致測(cè)量的散射場(chǎng)和解析法建立的目標(biāo)函數(shù)間的非線性。由于測(cè)量數(shù)據(jù)的限制不足以唯一確定成像區(qū)被測(cè)物體的介電常數(shù)分布,從而造成解的非唯一性,這些都限制了微波成像技術(shù)的發(fā)展及應(yīng)用[11]。在成像中諸如分辨率、對(duì)比度、求解速度、數(shù)值解的魯棒性、信號(hào)的獲取及處理、圖像重建的實(shí)現(xiàn)等問(wèn)題都需解決。具體來(lái)講,高分辨率可以檢測(cè)到小的腫瘤,而高頻必將導(dǎo)致極快的衰減;由于目標(biāo)的尺寸比腫瘤大很多,涉及到散射場(chǎng)的處理,尤其對(duì)于生物體檢測(cè)這樣的近場(chǎng);數(shù)據(jù)獲取和處理時(shí)間要合適;整個(gè)系統(tǒng)易于臨床實(shí)現(xiàn)等等。

不少學(xué)者和科研小組對(duì)微波近場(chǎng)成像提出自己的見(jiàn)解,比如歐洲[12]和美國(guó)有很多科研小組進(jìn)行了理論和實(shí)驗(yàn)研究。在公開(kāi)發(fā)布的所有系統(tǒng)中,被成像物體浸在水中或弱鹽溶液中,天線陣成平面或圓周放置,發(fā)射的電磁波通過(guò)被測(cè)物體被天線陣的其它天線接收,形成目標(biāo)函數(shù),從而反映出被測(cè)物體的介電特性或?qū)щ娐实目臻g分布。法國(guó)某科研機(jī)構(gòu)和西班牙的科研機(jī)構(gòu)合作開(kāi)發(fā)出平面和圓柱面的掃描系統(tǒng)[13],利用數(shù)值方法解決前向問(wèn)題,用非線性優(yōu)化解決反向優(yōu)化問(wèn)題。實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)采用2.33GHz或2.45GHz,采用36或64個(gè)發(fā)射天線,25或33個(gè)接收天線,實(shí)驗(yàn)?zāi)P秃?jiǎn)化,如用圓柱代替人的胳膊,在信噪比為20分貝情況下圖像重建,重建效果不是很好。意大利某組織開(kāi)發(fā)出多視角成像系統(tǒng),該系統(tǒng)用偽反射方法解決場(chǎng)的反射問(wèn)題[14]。重建算法分兩步:首先從被測(cè)的散射場(chǎng)得到等效電流密度,通過(guò)背景的并矢格林函數(shù)獲得感應(yīng)電流密度,然后通過(guò)矩量法和格林函數(shù)矩陣的逆過(guò)程來(lái)求解。美國(guó)和俄羅斯合作開(kāi)發(fā)出另外的一套成像系統(tǒng)[15]。這是一個(gè)三維成像系統(tǒng),32個(gè)發(fā)射天線排成一列,一個(gè)接收天線沿被測(cè)物體旋轉(zhuǎn),也可以讓被測(cè)物體沿軸線旋轉(zhuǎn)。算法采用矢量波恩方法,處理時(shí)間較長(zhǎng),大約8小時(shí)。

3.2 微波乳腺癌檢測(cè)

微波成像技術(shù)已經(jīng)發(fā)展多年,但是真正投入臨床應(yīng)用才剛剛開(kāi)始,這主要得益于電磁場(chǎng)數(shù)值計(jì)算方法的發(fā)展和計(jì)算機(jī)硬件水平的提高。在微波頻率,近場(chǎng)成像用于人體胸部疾病檢測(cè)有三種方法:被動(dòng)微波成像方法(Passive Microwave Imaging Methods)、微波與超聲混合成像方法(Hybrid MicrowaveAcoustic Imaging Methods)和主動(dòng)微波成像方法(Active Microwave Imaging Methods)。

被動(dòng)微波成像方法:用輻射計(jì)測(cè)量胸部組織內(nèi)部溫度的變化。正常人體溫度分布具有一定的穩(wěn)定性和對(duì)稱性。當(dāng)人體某處產(chǎn)生或存在疾患時(shí),局部血流和代謝會(huì)發(fā)生變化,導(dǎo)致局部溫度的改變,表現(xiàn)為溫度偏高或偏低。如美國(guó)CTI(Computerized Thermal Imaging Inc)公司的紅外成像技術(shù),由加州大學(xué)伯克利分校的Bales Scientific實(shí)驗(yàn)室開(kāi)發(fā)生產(chǎn)的BCS2100乳癌診斷系統(tǒng),其紅外成像裝置采集溫度變化信息并轉(zhuǎn)化為熱圖像,通過(guò)與正常狀態(tài)下熱圖像的對(duì)比,判斷溫度變化的性質(zhì),并進(jìn)一步判斷機(jī)體的狀態(tài),診斷疾病。據(jù)稱該儀器在常溫下可感知1mm2內(nèi)0.02℃的溫差。該設(shè)備昂貴,美國(guó)本土50萬(wàn)美元。

微波與超聲混合成像方法:用微波照射胸部,由于癌變組織的高導(dǎo)電性,腫瘤會(huì)吸收更多的能量,使其被加熱。于是腫瘤膨脹產(chǎn)生壓力波,該壓力波可以被超聲傳感器接收。圖像重建方法有兩種,即CTT(computed thermoacoustic tomography) 和STT(scanning thermoacoustic tomography)。CTT方法中胸部用434MHz的波導(dǎo)照射,0.5μs的醫(yī)用脈沖用于產(chǎn)生超聲波,超聲傳感器接收壓力波信號(hào),圖像重建算法同于X-ray CT。STT 方法中目標(biāo)被3GHz的微波源及波導(dǎo)天線的短脈沖照射,超聲傳感器記錄下脈沖通過(guò)物體后的超聲波信號(hào),由于使用聚焦傳感器使圖像重建算法大為簡(jiǎn)化。

主動(dòng)微波成像方法:典型的微波成像方法就是解決逆散射問(wèn)題,用幾個(gè)微波發(fā)射器照射物體,記錄下若干散射場(chǎng)。物體的形狀和介電常數(shù)的空間分布可以通過(guò)記錄的入射場(chǎng)及散射場(chǎng)而得到。在微波頻率,逆散射問(wèn)題的解一般很難獲得,因?yàn)橛泻芏嘁蛩囟伎梢杂绊懙缴⑸鋱?chǎng),如被測(cè)物體的維數(shù)、不連續(xù)性、各向異性等,被測(cè)的散射場(chǎng)與目標(biāo)函數(shù)之間一般為非線性。如果測(cè)量整個(gè)身體,則難度更大。但如果僅為胸部檢測(cè),還可實(shí)現(xiàn)。圖像重建算法包括傳統(tǒng)成像的迭代方法和聚焦成像的時(shí)移相加算法。

就目前而言,將主動(dòng)微波近場(chǎng)成像用于乳腺癌的檢測(cè),主要集中在三所高校,也代表了當(dāng)前該領(lǐng)域的發(fā)展水平

美國(guó)新罕布什爾州的Dartmouth大學(xué)Thayer工程學(xué)院的Meaney等人長(zhǎng)期致力于微波近場(chǎng)成像用于檢測(cè)乳腺癌的研究,并已經(jīng)開(kāi)發(fā)出相應(yīng)的醫(yī)療臨床系統(tǒng)[6~8]。該系統(tǒng)工作頻率為300MHz~1.1GHz,由32個(gè)收發(fā)天線組成的天線陣獲得成像所需數(shù)據(jù)。計(jì)算方法采用有限元法(FEM)和邊界元法(BEM)相結(jié)合,用牛頓迭代法解決非線性反射問(wèn)題。測(cè)試時(shí),被檢查的婦女俯臥在帶有一圓洞的檢測(cè)床上,使乳房由該圓洞垂下而浸在下面的容器內(nèi)。容器內(nèi)盛裝液體,該液體的介電特性及電導(dǎo)率與乳房組織的相近。天線陣也浸在液體內(nèi),這樣可以避免天線與乳房間的不匹配而產(chǎn)生的反射,見(jiàn)圖4。數(shù)據(jù)獲取系統(tǒng)有32通道,每一通道與天線陣中的一個(gè)天線相連。每一天線既用于發(fā)射又用于接收,通道間的隔離度為120dB。天線陣由單極子天線組成[18],他們能夠有效地產(chǎn)生高質(zhì)量的二維圖像。整個(gè)系統(tǒng)數(shù)據(jù)獲取時(shí)間為10~15分鐘,已經(jīng)有5名志愿者接受該系統(tǒng)檢測(cè)[16]。獲取的數(shù)據(jù)送到IBM RS 6000-260工作站,20分鐘后可產(chǎn)生圖像。從獲得的圖像可以清楚的看出病變部位的介電常數(shù)和電導(dǎo)率在空間的分布。

1998年,美國(guó)WisconsinMadison大學(xué)電子與計(jì)算機(jī)工程系的Hagness 及其同事介紹了一種脈沖微波共焦系統(tǒng),用于乳腺癌的檢測(cè)[19]。這種方法首先將主要用作軍事目的的雷達(dá)用于醫(yī)用電子學(xué)上,避免了復(fù)雜的非線性的反向散射場(chǎng)的計(jì)算,雖不能給出介電常數(shù)的具體數(shù)值,但能區(qū)別出由于介電常數(shù)的增加而使散射增加的區(qū)域。該系統(tǒng)首先用超寬帶的脈沖照射乳房,同一天線用于反向散射場(chǎng)的接收。該過(guò)程被天線陣中的每一個(gè)天線重復(fù),最后通過(guò)時(shí)移相加算法得到所有位置的相應(yīng)的脈沖響應(yīng)之和。該算法能保證測(cè)試區(qū)內(nèi)相關(guān)信號(hào)的迭加,而去除或減小非相干信號(hào)的影響,同樣的原理用于合成孔徑測(cè)地雷達(dá)系統(tǒng)。其最大優(yōu)點(diǎn)就是如果能夠提供足夠的寬帶脈沖,就能夠獲得高分辨率的圖像。現(xiàn)在已經(jīng)從最初的二維[23]發(fā)展到三維[20]。天線放在仰臥的被檢測(cè)婦女的呈自然狀態(tài)的胸部之上,保證和皮膚間的阻抗匹配,減小皮膚的反射。采用結(jié)形阻抗加載天線,天線的尺寸已由最初的8cm[20]變得更小[21]。計(jì)算過(guò)程采用時(shí)域差分法,能夠檢測(cè)到深達(dá)5cm的2mm的病變小腫瘤。

加拿大Victoria大學(xué)的Fear及其導(dǎo)師Stuchly創(chuàng)建了另一套共焦微波成像系統(tǒng),雖然該系統(tǒng)在原理上沒(méi)有更大的改進(jìn),該系統(tǒng)更適合臨床應(yīng)用[21~23]。它集成了前面討論的兩種方法的優(yōu)點(diǎn)。讓被檢測(cè)的婦女俯躺在帶有圓洞的床上,乳房通過(guò)圓洞下垂,浸在溶液中,同Meaney的方法。由于天線同皮膚間的不匹配必然會(huì)引起強(qiáng)烈的反射,就會(huì)對(duì)信號(hào)處理產(chǎn)生影響。Fear使用小的阻抗加載WuKing偶極子天線,長(zhǎng)度為2cm或1cm,浸在液體中,液體的介電性質(zhì)分別同于皮膚或脂肪(即正常乳房組織),分別進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)。單個(gè)天線可以靠乳房很近,但為避免天線間的偶合,每個(gè)天線間必須保持一定的距離,并通過(guò)順序開(kāi)關(guān)來(lái)控制發(fā)射和接收測(cè)試脈沖。由于天線很小,這樣通過(guò)順序開(kāi)關(guān)保證發(fā)射和接收脈沖的精度。天線陣可以旋轉(zhuǎn)和上下移動(dòng),保證獲得足夠的測(cè)試數(shù)據(jù),數(shù)值計(jì)算過(guò)程采用時(shí)域差分方法。

國(guó)外乳腺癌微波檢測(cè)研究進(jìn)展列在表1中。國(guó)內(nèi)的相關(guān)研究開(kāi)展的不多,但也偶有報(bào)道,如清華大學(xué)周小強(qiáng)等采用近紅外激光相位陣列檢測(cè)乳腺癌[24~25];在清華大學(xué)2000年科技成果中展出了一種紅外光乳腺CT成像儀[26]。

4 微波熱療基理及其在乳腺癌治療上的應(yīng)用

當(dāng)微波照射人體時(shí),不同劑量的射頻電磁能量產(chǎn)生的熱效應(yīng)和非熱效應(yīng)能引起不同的物理、化學(xué)和生理變化。產(chǎn)生熱效應(yīng)的原因是由于人體內(nèi)含有大量的水、離子和極性分子,當(dāng)電磁能量進(jìn)入人體時(shí),體內(nèi)帶電粒子(自由電子、離子)產(chǎn)生定向運(yùn)動(dòng)形成傳導(dǎo)電流;同時(shí)人體內(nèi)電介質(zhì)分子發(fā)生極化,產(chǎn)生位移電流。這兩種電流在人體內(nèi)運(yùn)動(dòng)要引起電阻損耗和粘性損耗而產(chǎn)生熱量;人體內(nèi)電介質(zhì)的極化在電磁波頻率較高時(shí)還要產(chǎn)生弛豫損耗;由于人體是由多層電學(xué)特性不同的組織構(gòu)成的,當(dāng)電磁能量通過(guò)各組織界面時(shí),部分能量將發(fā)生反射或折射,在人體內(nèi)不同尺寸的界面還會(huì)產(chǎn)生顯著的散射。因此,在電磁能量的作用下,人體內(nèi)的電子、離子及極性分子與周圍的大分子、離子頻繁碰撞而產(chǎn)生熱量,致使組織溫度升高,呈現(xiàn)熱效應(yīng)。根據(jù)病理和生理檢查分析發(fā)現(xiàn):癌瘤組織含水率高,于是癌瘤組織內(nèi)血循環(huán)不良,其血流量只有健康組織的2%~5%,因而散熱性能不佳,使癌瘤組織的溫度比周圍健康組織的溫度一般高出5℃左右。由于癌瘤組織的耐熱性差,當(dāng)溫度升高至41℃時(shí),就可被殺死,而健康組織對(duì)42℃~45℃的高溫也安然無(wú)恙。因此,可利用微波熱效應(yīng)來(lái)治療癌癥和腫瘤。另一方面,當(dāng)入射人體的電磁能量很小時(shí),人體內(nèi)會(huì)發(fā)生一系列效應(yīng),這種效應(yīng)稱為非熱效應(yīng)。非熱效應(yīng)主要用于功能調(diào)節(jié)和功能改善。

研究表明,不同頻率的電磁波對(duì)人體的效應(yīng)是大不相同的,人體對(duì)不同頻率電磁波的吸收也是不相同的。人體單位體積內(nèi)吸收的功率P為[27]

式中:ε為人體的介電常數(shù),E為人體內(nèi)電場(chǎng)強(qiáng)度,f為工作頻率。由(6)式可知:頻率越高,人體對(duì)電磁波功率的吸收越強(qiáng)。由于微波波長(zhǎng)短,因此,對(duì)人體的醫(yī)療效果比高頻顯著得多。同時(shí),還由于存在共振吸收效應(yīng)使微波的熱效應(yīng)有著奇異的醫(yī)療效果。微波熱療用照射器與人體的作用效果可以用比吸收率(SAR)來(lái)表征:

σ為人體組織電導(dǎo)率,ρ為人體組織密度,E為人體組織內(nèi)的電場(chǎng)分布。根據(jù)美國(guó)食品和藥物管理局(FOA)的建議,合格的醫(yī)用微波照射器應(yīng)該能在人體肌肉組織中產(chǎn)生235W/kg的比吸收率,而同時(shí)在離照射器口徑與人體組織接觸的界面5cm處,其微波泄漏功率不得超過(guò)10mW/cm2;同時(shí)在微波照射范圍內(nèi)近場(chǎng)分布均勻,亦即SAR分布均勻,人體感覺(jué)舒適;照射器與人體接觸時(shí)應(yīng)該與微波源有良好匹配。

國(guó)內(nèi)有一些醫(yī)用微波照射器方面的報(bào)道,如圓環(huán)形微帶照射器[28],橢圓環(huán)微帶照射器[29]和很多用于婦科病檢測(cè)的內(nèi)置式的微波照射器[30],而用于乳腺癌治療方面的報(bào)道寥寥無(wú)幾;國(guó)外有此方面的報(bào)道,如用相控陣激勵(lì)電磁信號(hào)達(dá)到穩(wěn)態(tài)溫度場(chǎng)對(duì)病變?nèi)橄龠M(jìn)行微波熱療[31~32]等。

5 發(fā)展方向

綜上所述,我們有理由相信,乳腺癌的微波檢測(cè)與微波熱療是很有前途的一種方法,尤其是隨著電磁場(chǎng)數(shù)值計(jì)算方法的發(fā)展及高速度的計(jì)算機(jī)的問(wèn)世,將為完善該系統(tǒng)鋪平道路。但也應(yīng)看到,乳腺癌的微波檢測(cè)與微波熱療還有很多工作要做,比如在美國(guó)Dartmouth大學(xué)和加拿大Victoria大學(xué)的研究中必須將患者的乳房浸在匹配液體中,這必將給患者帶來(lái)不便;有關(guān)的醫(yī)學(xué)專家也對(duì)此提出疑問(wèn):這樣的一套系統(tǒng),每次檢查完患者后都需要對(duì)匹配液體進(jìn)行更換,對(duì)病床進(jìn)行消毒,需要很長(zhǎng)的附加時(shí)間,增加工作量,醫(yī)院和病人都很難接受,只能用于實(shí)驗(yàn)室開(kāi)展研究工作,不適合乳腺癌普查;WisconsinMadison大學(xué)的研究中使用的天線較大,不適合臨床應(yīng)用;文獻(xiàn)[31]、[32]也需要匹配液體,且現(xiàn)階段也只停留在實(shí)驗(yàn)室內(nèi)能夠完成。

從上面的分析可以看到,單純的紅外成像檢測(cè)乳腺癌有其弊端,一方面成像質(zhì)量很難保證,另一方面受醫(yī)生的主觀影響較大。單純的用微波對(duì)乳腺癌進(jìn)行檢測(cè)和熱療的設(shè)備復(fù)雜,難于臨床實(shí)現(xiàn),難于完成乳腺癌的普查任務(wù)。看來(lái),綜合的方法可能是具有潛力的一種方法,除微波和超聲波的結(jié)合外,將微波和紅外結(jié)合也不失為一種好方法。可以通過(guò)適當(dāng)?shù)奶炀€或天線陣發(fā)射一定劑量的微波直接照射乳房,正常乳房組織和腫瘤組織在電磁波的照射下,吸收的程度不同,從而溫升不同。腫瘤組織含水高,吸收的能量多于正常的乳房組織,相對(duì)溫升高。在此基礎(chǔ)上進(jìn)行紅外測(cè)量,得到的圖像相對(duì)容易識(shí)別,能夠達(dá)到高效、簡(jiǎn)單、易行、方便、廉價(jià)的目的,適合乳腺癌的普查。在具體設(shè)計(jì)系統(tǒng)計(jì)算電磁場(chǎng)的逆散射方程時(shí),由于其非線性和病態(tài)的本質(zhì),可以考慮用遺傳算法[33,34]或神經(jīng)網(wǎng)絡(luò)[35,36]等方法更為方便。

我國(guó)乳腺癌的微波檢測(cè)和微波熱療方面的研究才剛剛開(kāi)始,可能會(huì)遇到很多的問(wèn)題。但隨著婦女地位的提高,以及國(guó)家的婦女政策,加之科研工作者的努力,這項(xiàng)有意的工作必將蓬勃發(fā)展。結(jié)合我國(guó)國(guó)情,這一項(xiàng)低風(fēng)險(xiǎn)低成本的檢測(cè)手段必將造福于廣大婦女,尤其對(duì)老少邊窮地區(qū)的醫(yī)療保健事業(yè)有重大意義。

參考文獻(xiàn)

〔1〕Larsen L E, Jacobi J H. Medical applications of microwave imaging. New York, IEEE Press,1986
〔2〕Gabriel C, Gabriel S, Corthout E. The properties of biological tissues: Ⅰ. Literature survey. Phys. Med. Biol., 1996, 41: 2231~2249
〔3〕Gabriel S, Lau R W, Gabriel C. The properties of biological tissues: Ⅱ. Measurements on the frequency range 10 Hz to 20 GHz. Phys. Med. Biol., 1996, 41: 2251~2269
〔4〕Gabriel S, Lau R W, Gabriel C. The properties of biological tissues: Ⅲ. Parametric models for the dielectric spectrum of tissues. Phys. Med. Biol., 1996, 41: 2271~2293
〔5〕Foster K R, Schwan H P. Dielectric properties of tissues and biological materials: A critical review. Crit. Rev. Biomed. Eng., 1989, 17: 25~104
〔6〕Chaudhary S S, Mishra R K, Swarup A, Thomas J M. Dielectric properties of normal and malignant human breast tissues at radiowave and microwave frequencies. Indian J. Biochem. Biophys., 1984, 21: 76~79
〔7〕Joines W T, Dhenxing Y Z, Jirtle R L. The measured electrical properties of normal and malignant human tissues from 50 to 900MHz. Med. Phys., 1994, 21: 547~550
〔8〕Foster K R, Schepps J L. Dielectric properties of tumor and normal tissues at radio through microwave frequencies. Journal of Microwave Power, 1981, 16: 107~119
〔9〕Schepps J L, Foster K R. The UHF and microwave dielectric properties of normal and tumor tissues: variation in dielectric properties with tissue water content. Phys. Med. Biol, 1980, 25: 1149~1159
〔10〕Adair E R, Petersen R C. Biological effects of radiofrequency/microwave radiation. IEEE TMTT, 2002, 50(3): 953~962
〔11〕Chow W C. Imaging and inverse problems in electromagnetics. in Advances in Computational Electrodynamics: The FiniteDifference Time Domain Method, E.A. Taflove, Norwood, MA: Artech House, 1998. 12
〔12〕Bolomey J C. Recent European developments in active microwave imaging for industrial, scientific and medical applications. IEEE TMTT, 1989, 37(12): 2109~2117
〔13〕Rius J C et al. Planar and cylindrical active microwave temperature imaging: Numerical simulations. IEEE Trans. Med. Imag., 1992, 11(12): 457~469
〔14〕Caorsi S, Gragnani G L, Pastorini M. An electromagnetic imaging approach using a multiillumination technique. IEEE Trans. Biomed. Eng., 1994, 41(4): 406~409
〔15〕Semenov S Y et al. Threedimensional microwave tomograohy: Experimental prototype of the system and vector boen reconstruction method. IEEE Trans. Biomed. Eng., 1999, 46(8): 937~944
〔16〕Meaney P M, Fanning M W, Poplack S P, Paulsen K D. A clinical prototype for active microwave imaging of the breast. IEEE TMTT, 2000, 48(11): 1841~1853
〔17〕Meaney P M, Paulsen K D, Ryan T P. Twodimension hybrid element image rexonstruction for TM illumination. IEEE TAP, 1995, 43(3): 239~247
〔18〕Meaney P M, Paulsen KD, Chang J T. Nearfield microwave imaging of biologically based materials using a monopole transceiver system. IEEE Trans. Biomed. Imag., 1998, 46(1): 31~45
〔19〕Hagness S C, Taflove A, Bridges J E. Twodimensional FDTD analysis of a pulsed microwave confocal system for breast cancer detection: Fixedfocus and antennaarray sensors. IEEE Trans. Biomed., 1998, 45(12): 1470~1479
〔20〕Hagness S C, Taflove A, Bridges J E. Threedimensional FDTD analysis of a pulsed microwave confocal system for breast cancer detection: Design of an antennaarray element. IEEE TAP, 1999, 47(3): 783~791
〔21〕Fear E C. Microwave detection of breast cancer: a cylindrical confi9guration for confocal microwave imaging. University of Victoria. Ph. D. dissertation, 2001〔22〕Fear E C, Stuchly M A. Microwave system for breast tumor detection. IEEE Microwave Guided Wave Lett., 1999, 9(11): 470~472
〔23〕Fear E C, Stuchly M A. Microwave detection of breast cancer. IEEE TMTT, 2000, 48(11): 1854~1863
〔24〕周小強(qiáng),白凈等. 一種采用近紅外激光相位陣列檢測(cè)乳腺癌的新方法. 紅外技術(shù), 1997, 19(5): 45~46
〔25〕周小強(qiáng),白凈等. 一種采用近紅外激光相位陣列檢測(cè)乳腺癌的新方法(二). 紅外技術(shù), 1997, 19(6): 35~39
〔26〕http://210.73.139.14/zxcg/qh/qh0097.htm
〔27〕薛呈添,等.微波毫米波的醫(yī)療效應(yīng)與機(jī)理.第五屆全國(guó)微波能應(yīng)用學(xué)術(shù)會(huì)議. 1995. 5
〔28〕劉青.微波熱療的基理與貼敷器的設(shè)計(jì).西安郵電學(xué)院學(xué)報(bào), 1998,3(3):26~30
〔29〕沙湘月, 等. 橢圓環(huán)微帶照射器的偏心率對(duì)近場(chǎng)分布的影響.中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào),1999,18(4): 409~416
〔30〕丁榮林, 等. 一種新型的內(nèi)腔式微波醫(yī)用輻射器. 微波學(xué)報(bào), 1997,13(4):341~347
〔31〕Chen J Y, Gandhi O P. Numerical simulation of annularphased arrays of dipoles for hyperthermia of deepseated tumors. IEEE Trans. Biomed. Eng., 1992, 39(3): 209~216
〔32〕Kowalski M E, Jin J M. Determination of electromagnetic phasedarray driving signals for hyperthermia based on a steadystate temperature criterion. IEEE TMTT, 2000, 48(11): 1864~1873
〔33〕Goldberg D E. Genetic Algorithms in Search, Optimization and Machine Learning. AddisonWesley, 1989
〔34〕Caorsi S, et al. A computational technique based on a realcoded genetic algorithm for microwave imaging purposes. IEEE Trans. Geoscience and Remote sensing, 2000, 38(4)(Part 1): 1697~1708
〔35〕Wang Y M, et al. A neural network approach to microwave imaging. International Journal of Imaging System and Technology, 2000, 11(3): 159~163
〔36〕Rekanos I T. Neuralnetworkbased inverse scattering technique for online microwave medical imaging. IEEE T MAGN, 2002, 38 (2)(Part 1): 1061~1064

作者:田雨波 錢 鑒

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