АНТЕННА-АППЛИКАТОР ДЛЯ НЕИНВАЗИВНОГО ИЗМЕРЕНИЯ ТЕМПЕРАТУРЫ ВНУТРЕННИХ ТКАНЕЙ БИОЛОГИЧЕСКОГО ОБЪЕКТА

Область техники

Изобретение относится к области медицины и медицинской техники, а именно к методу радиотермометрии, основанному на неинвазивном выявлении температурных аномалий внутренних тканей биологических объектов путем измерения интенсивности их собственного электромагнитного излучения.

Изобретение может быть использовано в медицинской аппаратуре для неинвазивного измерения температуры внутренних тканей, мониторинга за их состоянием, выявления температурных изменений и тепловых аномалий внутренних тканей, в диагностических комплексах для ранней диагностики онкологических заболеваний, и при создании приборов для неинвазивного выявления температурных аномалий внутренних тканей и ранней диагностики онкологических заболеваний.

Одной из важных задач современной медицины является разработка способов диагностики заболеваний внутренних органов. Известно, что интенсивность электромагнитного излучения тканей в этом диапазоне частот пропорциональна их температуре. Учитывая, что ткани человека в этом диапазоне относительно прозрачны, измеряя их электромагнитное излучение, можно выявлять тепловые изменения на глубине нескольких сантиметров. В настоящее время для этих целей используется способ радиотермометрии, позволяющий неинвазивно измерять яркостную температуру тканей человека путем измерения интенсивности их собственного электромагнитного излучения. Очевидно, что интенсивность принимаемого сигнала зависит от диапазона рабочих частот, свойств среды, в которой производится измерение, размера теплового источника, глубины его расположения и, в значительной мере, от антенны-аппликатора, используемой для приема собственного электромагнитного излучения биологической ткани.

Для измерения температуры внутренних тканей биологических объектов в известных системах радиотермометрии применяются различные типы антенн-аппликаторов. Широко используются вибраторные антенны, у которых вибраторы изготовлены из тонкой пружинной проволоки (Рахлин В.Л., Алова Г.Е. «Радиотермометрия в диагностике патологии молочных желез, гениталий, предстательной железы и позвоночника». Препринт №253, Горький, 1988, НИРФИ, 1988, с. 52).

Подобные антенны могут быть снабжены проводящими штырями, контактирующими с кожей человека, при этом высота 1, количество n штырей и расстояние между ними определяется из соотношений n>(l/d), где 0,75<l/d<1,4 (патент на изобретение РФ №2049424 на «Устройство для приема собственного радиотеплового излучения тела человека», опубл. 10.12.1995 г.).

Такие антенны имеют хорошее согласование в широком диапазоне частот, хорошо прилегают к телу, просты в изготовлении и, главное, они почти не влияют на температуру кожи пациента в процессе измерения. К сожалению, подобные антенны обладают низкой помехозащищенностью и высоким уровнем поглощения электромагнитного поля в коже.

Аналогичный недостаток имеют микрополосковые кольцевые антенны, используемые в гипертермии (Bahl I.J., Stuchly S.S., Stuchly M.A. «A New Microstrip Radiator for Medical Applications», IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques, vol. MTT-28, №12, Dec. 1980).

Наиболее широко в радиотермометрии используются контактные волноводные антенны-аппликаторы в виде прямоугольного волновода открытого с одного конца, предназначенные для контакта с пациентом. Волновод заполняют диэлектриком с высоким значением диэлектрической проницаемости (A.H. Barrett&Ph. С. Myers, "SubcutaneousTemperature: A methodofNoninvasiveSensing", Science, Nov. 14, 1975, vol. 190, pp. 669-671).

Наиболее близким аналогом заявленной антенны-аппликатора является антенна-аппликатор для неинвазивного определения температурных изменений внутренних тканей биологического объекта [патент на изобретение РФ 2407429, кл. А61В 5/01, A61N 5/02, G01N 22/00, G01K 13/00, опубл. 27.12.2010 г.], содержащая отрезок волновода, частично или полностью заполненный диэлектриком, имеющий один закрытый конец и противоположный открытый конец, контактирующий с биологическим объектом, систему возбуждения электромагнитных волн, расположенную в волноводе между закрытым концом волновода и диэлектриком, соединенную с входной частью микроволнового радиотермометра, датчик температуры кожи, расположенный у открытого конца волновода, выполненный с возможностью передачи информации на вычислительное устройство. Это изобретение позволяет одновременно измерять внутреннюю температуру и температуру кожи. Основной недостаток прототипа состоит в том, что глубина проникновения электромагнитного поля в биологические ткани недостаточна для неинвазивного определения температурных изменений глубинных тканей биологического объекта, а также не обеспечивает пространственное разрешение температурных аномалий.

Задачей изобретения является создание антенны-аппликатора, которая позволяет увеличить эффективную глубины измерения радиояркостной температуры и одновременно улучшить пространственное разрешение температурной аномалии за счет фокусировки излучения, принимаемого от участка биологических тканей, расположенного на заданной глубине от поверхности.

Решаемая задача в антенне-аппликаторе для неинвазивного измерения температуры внутренних тканей биологического объекта, содержащей закрытый с одного конца отрезок волновода, частично или полностью заполненный диэлектриком, диэлектрическую пластину, расположенную на противоположном открытом конце отрезка волновода, предназначенную для контакта с биологическим объектом, и устройство возбуждения электромагнитных волн, достигается тем, что устройство возбуждения электромагнитных волн выполнено в виде металлического проводника, расположенного на диэлектрической пластине со стороны закрытого конца волновода, и установленного параллельно широкой боковой стенке волновода, и делителя мощности, входы которого электрически соединены с противоположными концами металлического проводника, а выход является выходом подключения к радиотермометру. Размеры широкой стенки волновода могут быть выбраны равными (0,5…3) длины электромагнитной волны во внутренних тканях биологического объекта. Диэлектрическая пластина, расположенная на противоположном открытом конце отрезка волновода, может быть выполнена и установлена с возможностью замены на диэлектрическую пластину с равными поперечными размерами и с заданной толщиной и с заданным значением диэлектрической проницаемости материала.

На фиг. 1 представлен чертеж в разрезе предлагаемой антенны-аппликатора.

На фиг. 2 представлена эквивалентная схема, объясняющая работу предлагаемой антенны-аппликатора.

На фиг. 3 представлены зависимости амплитуд и фаз токов в апертуре антенны аппликатора.

На фиг. 4 показаны зависимости фазового распределения излучающих токов в антенне при различных значениях фазовой скорости бегущих волн вдоль проводника.

На фиг. 5 показано сравнение расчетных значений напряженности поля в биологическом объекте при использовании аналога антенны аппликатора и заявляемой антенны.

Антенна-аппликатор для неинвазивного измерения температуры внутренних тканей биологического объекта (фиг. 1) содержит закрытый с одного конца отрезок волновода 1, частично или полностью заполненный диэлектриком 2, диэлектрическую пластину 3, расположенную на противоположном открытом конце отрезка волновода 1, контактирующую с биологическим объектом, и устройство возбуждения электромагнитных волн, выполненное в виде металлического проводника 4, расположенного на диэлектрической пластине 3 со стороны закрытого конца волновода 1, установленного параллельно широкой боковой стенке волновода 1 и делителя мощности 5, входы которого электрически соединены с противоположными концами металлического проводника 4, а выход является выходом, подключенным к радиотермометру (на чертеже не показан).

Антенна-аппликатор выполняется с размерами широкой стенки волновода 1, выбранными равными (0.5…3) длины волны во внутренних тканях биологического объекта.

Антенна-аппликатор может быть выполнена с диэлектрической пластиной 3, расположенной на противоположном открытом конце отрезка волновода 1, допускающей возможность замены на другую диэлектрическую пластину с равными поперечными размерами и с заданной толщиной (например t=0,05 м), и заданным значением диэлектрической проницаемости материала (например, ε=45, σ=0,7 См/м).

В качестве диэлектрика 2, по меньшей мере, частично заполняющего волновод 1, а также материала диэлектрической пластины 3 могут быть использованы различные типы высокочастотной керамики, например РФ 10, ГБ-7, ТБНС, ТЛ0, либо органические диэлектрики, например ФЛАН.

Металлический проводник 4 выполняется из хорошо электропроводящего металла, например меди с серебряным или позолоченным покрытием. Делитель мощности 5 может быть реализован любыми известными способами построения полосковых или коаксиальных СВЧ-устройств, например, описанными в книге Неганов В.А. «Устройства СВЧ», М.: Радио и связь, 2004.

Работа заявляемого устройства осуществляется следующим образом. Антенна-аппликатор устанавливается на теле пациента. Выход антенны-аппликатора присоединен к входу радиотермометра (на чертеже не показан), осуществляющего измерение интенсивности радиотеплового излучения биологического объекта. Электромагнитная энергия, поступающая от биологического объекта через диэлектрическую пластину 3 на открытом торцевом конце, поступает в волновод 1. Затем электромагнитное поле поступает в систему возбуждения в виде металлического проводника 4, наводит токи на двух входах и далее через делитель мощности 5 подается на вход приемной системы радиотермометра для регистрации и измерения интенсивности.

Достижение поставленной задачи изобретения, а именно увеличение эффективной глубины измерения радиояркостной температуры и одновременного улучшения пространственного разрешения температурной аномалии реализуется в заявляемом устройстве за счет фокусировки излучения, принимаемого от участка биологических тканей, расположенного на заданной глубине от поверхности. Достижение указанного эффекта более наглядно можно продемонстрировать, рассматривая указанную антенну аппликатор в режиме излучения. Такое рассмотрение правомерно в силу принципа взаимности электродинамики (Марков Г.Т., Петров Б.М., Грудинская Г.П. Электродинамика и распространение радиоволн, М.: Сов. Радио, 1979 г.).

В режиме передачи на вход делителя мощности 5 поступает электромагнитное колебание с частотой f. Электромагнитные колебания на его выходах возбуждают в открытой линии передачи, образованной металлическим проводником 4, две электромагнитные волны, распространяющиеся навстречу друг другу (Фиг. 2), и характеризуемые коэффициентом фазы β(f) и коэффициентом затухания α(f). Наличие затухания связано с тем, что имеет место излучение электромагнитных волн вглубь биологического объекта. Характеристики излучения определяются, как известно (Сазонов Д.М. Антенны, М.: Энергия, 1968) амплитудно-фазовым распределением излучающих токов в апертуре антенны. В случае рассматриваемой антенны длиной L амплитудно-фазовое распределение излучающих токов J(x) образовано двумя встречно-распространяющимися бегущими волнами (Фиг. 2) и имеет вид:

Конкретные значения коэффициента фазы β(f) и коэффициента затухания α(f) определяются толщиной диэлектрической пластины 3, диэлектрической проницаемостью материала пластины 3 ε_пласт, размерами и параметрами диэлектрического заполнения 2 волновода 1, а также комплексной диэлектрической проницаемостью биологической среды ε_био. Типичный вид функции амплитудно-фазового распределения поля в апертуре, образованного двумя встречными бегущими волнами, показан на Фиг. 3: кривая 6 - амплитудное распределение, кривая 7 - фазовое распределение Ψ_ант(x)=argJ(x). В то же время для фокусировки излучения антенны в точку, удаленную от центра апертуры на расстояние z_фок, требуется, чтобы фазовое распределение излучающих токов в апертуре антенны имело вид

Выбирая размеры диэлектрической пластины 3, заполнение диэлектриком 2 волновода 1 и материал с диэлектрической проницаемостью ε_пласт и ε_заполн можно обеспечить с хорошей точностью достижения равенства фазового распределения токов в антенне распределению, требуемому для фокусировки в заданную точку (т.е. на заданную глубину) в биологической среде:

Это означает, что в режиме передачи излучение рассматриваемой антенны будет сфокусировано в точку, расположенную по центру антенны на глубине z_фок. Соответственно, в режиме приема будет обеспечен более эффективный прием собственного радиотеплового излучения, исходящего из точки (0, z_фок).

На Фиг. 3 показаны формы расчетных значений фазового распределения, реализуемого в антенне (кривая 7), и требуемого для фокусировки в заданную точку в биологической среде - кривая 8.

Эффективность фокусировки зависит от длины волны, электрических параметров биологической среды и длины антенны. Количественным показателем является коэффициент направленного действия (КНД) сфокусированной антенны. Величина КНД сфокусированной антенны в средах с потерями достигает максимального значения при оптимальном значении электрической длины антенны (Кубланов B.C., Потапова О.В., Седельников Ю.Е., Сысков A.M. Совершенствование характеристик СВЧ-радиотермографов в медицинских задачах / Журнал Радиоэлектроники, №4, 2012). Расчеты, проведенные для типичных биологических тканей (мышечная ткань, белое и серое вещество головного мозга), показывают, что оптимальная длина антенны не превышает значения 1.5…2.5 длины волны в биологической среде. (Указанные расчеты основаны на использовании известных данных о параметрах биологических тканей Gabriel C, Gabriel S. And Corthout E.The dielectric properties of biological tissues: I. Literature survey / UK, Phys. Med. Biol., 41, 1996).

При замене диэлектрической пластины 3 с параметрам ε_пласт, при использовании которой достигается фокусировка в точку на глубине z_фок, на пластину с другим значением диэлектрической проницаемости ε_пласт1 фазовое распределение в апертуре антенны изменится. Форма его сохранит первоначальный вид, но с другим значением разности фаз для центральной и периферийных точек апертуры. Указанные изменения показаны на фиг. 4, где приведены расчетные зависимости фазового распределения для различных значений комплексной постоянной распространения (кривая 9 - αλ=2, βλ=0,2; кривая 10 - αλ=2, βλ=0,3; кривая 11 - αλ=2, βλ=0,4; кривая 12 - αλ=2, βλ=0,4). Наряду с этим фиг. 4 показывает, что в зависимости от комплексной постоянной распространения αλ и βλ меняется форма фазового распределения, и следовательно при фазовом распределении, представленном на кривой 9, фокусировка электромагнитного поля обеспечивается на более дальнее расстояние, чем, например, при фазовом распределении, представленном на кривой 12.

Таким образом, при измененном фазовом распределении поле излучения антенны в среде будет сфокусировано в точку, находящуюся на другой глубине z_фок1 в соответствии с условием:

Для подтверждения достигаемой цели изобретения за счет фокусировки излучения, принимаемого от участка биологических тканей, расположенных на заданной глубине от поверхности, проведено детальное электродинамическое моделирование заявляемой антенны-аппликатора. Моделировалась антенна со следующими геометрическими размерами и параметрами диэлектрического материала пластины и параметрами биологической среды:

- Длина антенны: 180 мм.

- Частота расчета: 500 МГц.

- Параметр среды: ε=45, σ=0,7 См/м.

- Расчетная глубина фокусировки z_фок=36 мм.

Результаты представлены на Фиг. 5, где приведены расчетные данные по сравнению напряженности поля при использовании прототипа антенны аппликатора и заявляемой антенны (13, 14, 15 - заявляемая антенна, глубина фокусировки z_фок=36 мм, 38 мм, 40 мм соответственно; 16, 17, 18 - прототип антенна-аппликатор, глубина фокусировки z_фок=36 мм, 38 мм, 40 мм соответственно).

В результате моделирования установлено, что напряженность поля при наилучшей глубине фокусировки z_фок=36 мм увеличивается в 1,36 раз по сравнению с антенной-аппликатором длиной в половину длины волны в среде. Это означает, что радиотепловой контраст малоразмерной аномалии увеличивается по сравнению с антенной известного типа - прототипом в 1,85 раза.

В работе (Седельников Ю.Е., Потапова О.В., Никишина Д.В. Анализ фокусирующих свойств антенн в зоне ближнего излученного поля (в неоднородных диссипативных средах) / Научно-технический журнал «Вестник КГТУ им. А.Н. Туполева, 2013, №2, с. 73-77) доказано улучшение пространственного разрешения малоразмерной температурной аномалии за счет фокусировки излучения, принимаемого от участка биологических тканей, расположенного на заданной глубине от поверхности.