用于三维超宽带乳腺肿瘤成像的最佳天线系统

肖 夏，王 梁，徐 立

(天津大学电子信息工程学院，天津 300072)

用于三维超宽带乳腺肿瘤成像的最佳天线系统

肖 夏，王 梁，徐 立

(天津大学电子信息工程学院，天津 300072)

在超宽带(UWB)乳腺肿瘤检测系统中，采用Debye三维色散模型对乳房建模可以很好地近似人体组织的电导率及介电常数．通过在乳腺模型中分别加入3个不同频带的超宽带天线阵列，带宽涵盖4～12,GHz，采用共焦成像算法和波束形成算法对使用不同天线的色散模型进行成像对比，确定出最优性能的天线．2种成像算法均能准确获得肿瘤位置图像，使用频带为4.0～7.5,GHz的天线对色散模型进行波束形成成像时，成像图分辨率较高，干扰抑制最好，可以清晰地分辨距离肋骨层仅10,mm、直径为5,mm的肿瘤．

超宽带乳腺肿瘤检测；色散模型；天线阵列；共焦成像；波束形成成像

超宽带(ultra-wide bandwidth，UWB)微波检测乳腺肿瘤技术相比于钼靶X射线、CT断层扫描和MIR核磁共振等，具有对人体辐射较小、成像速度较快、成本较低等突出优点．该技术已经引起国际上数个研究团队的关注．

1998年，美国Wisconsin-Madison大学的Hagness等[1]将主要用作军事目的的探地雷达技术用于医学成像领域，提出了一种超宽带微波共焦方案用于乳腺癌的检测．随后，Hagness等[2]又将时空波束形成技术应用于检测中，提出了效果更好的波束形成成像算法．随着最近几年研究的深入，多款天线被成功研制出来并用于肿瘤成像．日本Kubota等[3]设计了一种蝶形超宽带天线用于乳腺肿瘤成像，共焦处理得到的二维图像能够较准确定位模拟肿瘤的金属板．昆士兰大学Bialkowski等[4]设计了一种侧向辐射强度较高的天线，将天线竖立并紧密排布于乳房周围，解决了由于天线较大导致的天线排布占据空间过多的问题．英国Klemm等[5]设计的检测系统使用特殊的过渡介质填充于天线和乳房之间，降低了天线穿透空气造成的电磁波损耗．

目前UWB检测系统的模型实验正不断得到改进，其中有几个关键性问题需要解决：检测乳腺肿瘤过程中由天线频带不同引起的成像分辨率的差别；实际天线发射脉冲时信号畸变对成像的影响；乳腺模型采用色散介质时肿瘤成像分辨率降低．以上缺陷对肿瘤检测实验影响较大．笔者将不同性能的天线应用于乳腺肿瘤色散模型中，使仿真成像接近于肿瘤检测实验系统的成像．实验中使用3种频带不同的天线均匀排布于三维乳腺模型正上方，向下发射UWB信号，接收天线接收遭遇肿瘤的后向散射信号，经共焦算法[6]和波束形成(beamforming)算法[2,7]成像，对比不同天线的成像结果，确定性能最好的天线．

1 三维乳腺色散模型

UWB信号频谱很宽，不同频率信号在人体中传播时，人体组织的介电常数和电磁波的传播速度会发生变化，这种现象称为介质的色散[1]，色散介质相比非色散介质的显著区别是色散介质含有较多的水分．人体皮肤、正常乳腺脂肪组织、乳房附近的肋骨层及乳腺肿瘤都是含水组织，在高频情况下，色散模型更好地模拟了实际人体乳房．

色散介质介电常数ε和电导率σ随频率发生变化的曲线称为色散曲线．仿真参数要与实际人体组织的电特性相拟合，本文采用单极Debye模型对人体组织ε值和σ值进行近似．单极Debye模型[8]表达式为

式中：εr为人体色散组织不同频率下的相对介电常数；ε∞为频率趋向于无穷大时该组织的相对介电常数；εs为频率为零时人体组织的相对介电常数；τ为弛豫时间常数；σs为人体组织的静态电导率．经过Debye近似并选取适当的εs、ε∞和τ，εr曲线与人体组织相对介电常数测量值基本吻合．基于MATLAB建立的FDTD仿真模型中[9]，成像效果受组织介电常数改变的影响较大，因此得到符合实测的乳腺组织介电常数，成像会比较准确．乳腺不同组织的单极Debye模型参数值如表1所示[8,10]．

表1 乳腺组织Debye色散模型参数Tab.1 Parameters of mammary Debye dispersion model

图1为根据表1中参数值绘制的色散曲线．相比于色散模型，非色散情况下通常选取该介质的某一固定介电常数值作为仿真参数，但对宽频带UWB信号是不准确的．

天线阵列采用9天线复用结构，每个天线既是发射天线也是接收天线．天线收发模式为1发8收，即分别使用1～9号天线作为发射天线，其余天线作为接收天线．更换不同频带的天线时，天线中心位置不变．天线阵列的俯视图如图2所示．

图1 人体乳腺组织色散曲线Fig.1 Dispersion curves of human breast tissues

图2 天线阵列俯视图Fig.2 Top view of antenna array

乳腺建模采用长方体结构(x=80,mm，y= 100,mm，z=100,mm)，如图3所示，从上至下依次为皮肤、乳腺正常脂肪组织、肋骨．脂肪组织中包含球形肿瘤，肿瘤位置随机，直径为5,mm．天线阵列紧贴皮肤层，防止电磁波穿透空气损耗过大．设定模型四周为电磁波匹配层吸收边界条件(perfectly matched layer，PML)[9]，避免发射信号在模型侧面的反射干扰成像．

图3 乳腺肿瘤模型Fig.3 Breast and tumor model

2 超宽带天线设计

本文设计了3个分别工作于中低频、中频、高频的UWB天线，用于对比不同频带信号在色散条件下探测肿瘤的成像效果，确定哪种频率成分对成像效果影响较大．

天线1频带为4.0～7.5,GHz，结构如图4所示，正面为发射极子，反面为接地板，接地板上开槽[11]．天线的尺寸为20,mm×20,mm×1,mm，基板采用介电常数为4.6的FR-4材料，基板上的金属贴片厚度为0.05,mm，发射极子为叉状，接地板开槽大小为17,mm ×18,mm，其他细节详见图4．天线1的回波损耗(S11)曲线如图5(a)所示，发射信号低频成分较多.

图4 天线1结构Fig.4 Structure of the first antenna

图5 3个天线的回波损耗曲线Fig.5 Return loss curves of three antennas

天线2频带为5.0～7.5,GHz，结构同天线1类似，天线尺寸为16,mm×16,mm×1,mm，基板材料及金属贴片厚度同天线1，发射极子呈“不”字形状，接地板开槽大小为13,mm×14,mm，其他结构详见图6．天线的回波损耗曲线如图5(b)所示，天线频带范围主要集中在中频成分上．

图6 天线2结构Fig.6 Structure of the second antenna

天线3频带为6～12,GHz，基板材料和金属贴片厚度同天线1，天线尺寸为13,mm×10,mm×0.5,mm，接地板开槽为不规则形状，发射极子为叉状，天线3结构如图7所示．天线的回波损耗曲线如图5(c)所示，频带中没有低频成分，含有较宽的高频成分.

图7 天线3结构Fig.7 Structure of the third antenna

仿真中，本文所述的实际天线会导致发射信号的畸变，因此对天线的发射波形进行了测试．天线馈电端口加载一阶导数高斯脉冲信号，3个天线的发射波形如图8所示．

图8 3个天线的发射波形Fig.8 Transmitted waveforms of three antennas

3个天线馈电端口均加载一阶导数高斯脉冲．图8(a)发射波形的正负峰值分别为0.95和-0.4，绝对值比例为2.4∶1；图8(b)发射波形正负峰值分别为0.77和-0.53，绝对值比例为1.4∶1；图8(c)发射波形正负峰值分别为0.87和-0.55，绝对值比例为1.6∶1.天线1两波峰的绝对值相差较大，绝对值较小的波峰成像不明显，成像分辨率会较高．天线2由于两波峰绝对值相近，遇肿瘤后先后发生反射，成像时相互干扰，成像分辨率降低．天线3同天线2，波峰绝对值比例低，也会出现多重成像．

3 模型仿真成像结果

天线成像分辨率和准确度受肿瘤深度及肿瘤周边的介质影响，本文设定了2个肿瘤位置，第1个在x=60,mm，y=60,mm，z=30,mm处，处于整个乳房的中心，肿瘤四周较大范围是脂肪组织．距离肋骨层较远，两者成像不会相互干扰，肿瘤容易被检测到．第2个肿瘤位置取在x=70,mm，y=20,mm，z= 60,mm处，非常接近肋骨层，两者成像时可能会相互干扰，肿瘤不易被检测到．设置第1个肿瘤检验各天线的成像位置是否准确，设置第2个肿瘤检验天线的成像分辨率，最后确定出性能最优的天线．以下简称第1位置为乳房中心，第2位置为近肋骨处．

选用天线1，肿瘤在乳房中心时模型的共焦成像和波束形成算法成像分别如图9(a)和(b)所示．图9(c)和(d)分别为肿瘤在近肋骨处时共焦成像图和波束形成算法成像．天线2、3成像见图10和图11，对应的仿真情况同天线1．

图9 使用天线1的乳房模型共焦成像和波束形成成像Fig.9 Confocal images and beamforming images of breast model with the first antenna

图10 使用天线2的乳房模型共焦成像和波束成像Fig.10Confocal images and beamforming images of breast model with the second antenna

图11 使用天线3的乳房模型共焦成像和波束成像Fig.11Confocal images and beamforming images of breast model with the third antenna

3.1 肿瘤模型共焦成像和波束形成成像

图9(a)和(b)区别显著，共焦成像在肋骨层x= 80,mm处有明亮的亮点，波束形成成像仅在该位置有暗淡的亮点．2种算法使用同样的接收信号，但共焦算法是较单一的反射信号幅值叠加[12]；波束形成成像算法根据肿瘤反射信号具有相关性，使肿瘤信息增强，非肿瘤信息相关性较弱，增强不明显．相比之下，波束形成算法突出了肿瘤在图像中的信息[2]．对比图9～图11中所有(a)、(b)图，结论是一致的.

共焦成像图9(a)显示肋骨反射信号峰值大于肿瘤反射信号峰值．发射信号穿过富含水分的肿瘤时，含水介质电导率较大，电磁波损耗很多，肿瘤后向散射信号比肋骨后向散射信号微弱．下面的波形对比有力验证了上述观点．

图12给出了同一接收天线接收到的4组来自不同发射天线的肿瘤信号，图中方框区域是肿瘤信号波形，圆圈区域是肋骨信号波形．图12(a)、(b)、(c)和(d)方框处肿瘤信号的幅值大小不相同，形状却几乎相同．其中图12(a)、(c)和(d)方框中第1峰值和第2峰值的比例均约等于0.50，图12(b)两峰值比例为0.60，各肿瘤信号相关性强，经过波束形成算法处理，肿瘤成像被加强．对比每个子图圆圈区域来自不同发射天线的肋骨信号，肋骨信号区别较大，图12(a)肋骨信号两峰值比例为1.16，图12(b)两峰值比例为1.65，图12(c)两峰值比例为0.86，图12(d)两峰值比例为0.98．来自不同天线的肋骨信号差别大，相关性差，经波束形成算法处理后，肋骨信号增强不明显，成像弱．综上，即使接收的肋骨信号大于肿瘤信号，波束形成算法减淡了肋骨处亮点，突出了肿瘤，如图9(b)所示．

图12 同一接收天线接收的4组不同发射天线的肿瘤信号Fig.12 Received tumor signals of one receiving antenna from other four transmitting antennas

3.2 天线信号畸变的多重成像现象

图11(a)和(b)肿瘤和肋骨处均出现二重成像现象，肿瘤位置有2个较弱亮点，肋骨处2个亮点明显．图11(b)中，波束形成算法使肿瘤处2个亮点更加突出，这种多重成像严重影响图像质量，难以确定肿瘤位置．从图12可知，天线馈电端口加载一阶导数高斯信号时，天线的频带限制信号不能原样发射，波形严重畸变为多个峰值，遇到肿瘤和肋骨时产生多重反射．图12方框和圆圈中分别是肿瘤和肋骨的2次反射峰，选择发射信号近似为单一峰值的天线对成像最有利．

3.3 天线的近肋骨肿瘤成像

由图9和图10的(c)和(d)可知，天线1、2的近肋骨肿瘤成像效果较好，采用单一峰值的天线1时，共焦成像和波束形成成像在肿瘤和肋骨处均有清晰可见的亮点，不受肋骨干扰．天线2效果比天线1稍差．使用天线3时，肋骨和肿瘤位置过于接近，两者多峰值反射信号叠加在一起，导致图11(c)和(d)中从肿瘤到肋骨处出现多道亮纹，无法识别肿瘤和肋骨．综上，当肿瘤靠近肋骨层(约10,mm)时，使用单一峰值天线1仍可清晰地显示肿瘤和肋骨．

3.4 最优天线的选择

天线2频带为5.0～7.5,GHz，成像如图10所示．色散情况下图10(a)和(b)中肿瘤图像清晰度较好，发射波形略有畸变，图像产生重叠，影响分辨率.使用频带为4.0～7.5,GHz的中低频天线1，成像图9(a)和(b)在清晰度上比应用5.0～7.5,GHz中频天线的色散模型成像图10(a)和(b)有所提高，原因是色散介质电导率大[1]，电磁波频率越高损耗越严重，低频信号能更多地保留肿瘤信息．

天线3频带为6～12,GHz，没有低频成分，肿瘤信息损失程度可以参照图11，高频电磁波损耗非常严重，仅能看到肿瘤的微弱亮点．相比于共焦成像图11(c)，波束算法成像图11(d)中的肿瘤成像也没有被有效加强．

综上所述，选用低频天线发射单一峰值信号时，色散肿瘤检测系统成像图分辨率较高，图9(b)和(d)中成像已经达到较好效果．

4 结 论

(1)本文将色散模型和实际超宽带天线引入乳腺肿瘤检测系统中，选用4.0～7.5,GHz低频天线成像时图像效果很好，分辨率最高，天线发射信号的波形畸变最小，多重成像抑制最好．波束形成算法使色散介质情况下的肿瘤成像更清晰、突出，减弱了肋骨处亮点．检测系统能准确清晰地显示肿瘤图像．

(2)采用该天线的乳房色散模型较好地模拟了人体乳房结构，能检测到直径为5,mm、距离肋骨层仅10,mm的乳腺肿瘤．多次仿真验证了成像结果清晰、准确，为乳腺肿瘤检测实验提供了可靠的依据．

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Optimum Antenna Array System Used for 3D UWB Breast Cancer Imaging

Xiao Xia，Wang Liang，Xu Li
(School of Electronic and Information Engineering，Tianjin University，Tianjin 300072，China)

Three-dimensional Debye dispersion model of ultra-wide bandwidth(UWB)breast cancer detection system can better approximate to the conductivity and permittivity of human tissues. An optimum antenna was determined by applying confocal imaging and beamforming imaging to dispersion model with three antenna arrays of different frequency band，whose bandwidths range from 4,GHz to 12,GHz. Both imaging algorithms can achieve the accurate tumor position in images. However，a resultant image of beamforming using an antenna with the bandwidth of 4.0—7.5,GHz in dispersion model clearly shows a tumor，5,mm in diameter and 10,mm from the rib，with preferable resolution ratio and interference rejection.

ultra-wide bandwidth (UWB) breast cancer detection；dispersion model；antenna array；confocal imaging；beamforming imaging

TN98

A

0493-2137(2013)07-0579-06

DOI 10.11784/tdxb20130702

2012-01-11；

2012-07-13.

国家自然科学基金资助项目(61271323)；毫米波国家重点实验室重点开放基金资助项目(K200913)．

肖 夏（1971— ），女，博士，教授，xiaxiao@tju.edu.cn.

王 梁，shenhuangdadi@sina.com.