УСТРОЙСТВО ТОМОГРАФИИ НА РАССЕЯННОМ ИЗЛУЧЕНИИ И СПОСОБ ТОМОГРАФИИ НА РАССЕЯННОМ ИЗЛУЧЕНИИ Российский патент 2024 года по МПК G01N22/00 

[Область техники, к которой относится изобретение]

[0001]

Настоящее изобретение относится к устройству томографии на рассеянном излучении и подобным устройствам, которые формируют реконструированное изображение, представляющее элементы внутри объекта с использованием рассеянных волн от радиоволн.

[Уровень техники изобретения]

[0002]

Патентные документы (PTL) 1, PTL 2 и PTL 3 раскрывают методики, связанные с устройством томографии на рассеянном излучении и подобными устройствами, которые формируют реконструированное изображение, представляющее элементы внутри объекта с использованием рассеянных волн от радиоволн.

[0003]

Например, в методике, описанной в PTL 1, пучок, посланный микроволновым излучателем, падает на цель исследования, и амплитуда и фаза рассеянных пучков обнаруживаются микроволновым датчиком. Затем по выходному сигналу микроволнового датчика вычисляется распределение диэлектрической постоянной и формируется изображение сечения объекта исследования.

[Список литературы]

[Патентные документы]

[0004]

[PTL 1] Публикация нерассмотренной заявки на японский патент № S62-66145

[PTL 2] WO 2014/125815

[PTL 3] WO 2015/136936

[Сущность изобретения]

[Техническая проблема]

[0005]

К сожалению, создание реконструированного изображения, представляющего элементы внутри объекта с использованием рассеянных волн от радиоволн, таких как микроволны, является непростой задачей. В частности, когда состояние внутренней структуры объекта известно, вычисление данных, измеряемых в качестве рассеянных волн, связанных с радиоволнами, падающими на объект, выполняется несложно, так как является прямой задачей. Однако вычисление состояния внутренней структуры объекта, когда известны измерительные данные, является сложным, потому что задача становится обратной.

[0006]

Даже если присутствие элемента внутри объекта можно идентифицировать с использованием рассеянных волн, характеристики элемента, например, является ли элемент персистирующим в объекте или нет, определить нелегко. В частности, если персистирующая злокачественная опухоль и другие клетки, которые возникают и пропадают случайным образом, одинаково отражают радиоволны, то с помощью рассеянных волн сложно идентифицировать, является ли элемент внутри тела человека злокачественной опухолью или другой клеткой.

[0007]

Ввиду этого, настоящее изобретение предлагает устройство томографии на рассеянном излучении и подобные устройства, которые могут формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы в объекте с использованием рассеянных волн от радиоволн.

[Решение проблемы]

[0008]

Устройство томографии на рассеянном излучении в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения включает в себя: излучающую антенну, которая излучает радиоволны извне объекта внутрь объекта; приемную антенну, которая принимает, снаружи объекта, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта излучающей антенной; и схему обработки информации, которая получает результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений. Схема обработки информации: вычисляет, для каждого из результатов измерений, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функцию поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема; вычисляет, для каждого из результатов измерений, функцию визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется по величине, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема; формирует промежуточное изображение для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и формирует реконструированное изображение посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции.

[0009]

Приведенные общие или конкретные аспекты можно реализовать в виде системы, устройства или аппаратуры, способа, интегральной схемы, компьютерной программы или долговременного компьютерно-читаемого носителя информации, такого как постоянное запоминающее устройство на компакт-диске (CD-ROM), или в виде любой комбинации из вышеперечисленного.

[Полезные эффекты изобретения]

[0010]

В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения можно формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы в объекте, с использованием рассеянных волн от радиоволн.

[Краткое описание чертежей]

[0011]

[Фиг. 1]

Фиг. 1 - график, изображающий секрецию прогестерона и других гормонов во время менструального цикла.

[Фиг. 2A]

Фиг. 2A - график, изображающий частоту размножения клеток (митоза) долек в зависимости от дня менструального цикла.

[Фиг. 2B]

Фиг. 2B - график, изображающий частоту уничтожения клеток (апоптоза) в зависимости от дня менструального цикла.

[Фиг. 3]

Фиг. 3 - схематическое изображение долек и млечных протоков.

[Фиг. 4]

Фиг. 4 - схематическое изображение примера антенной решетки, сканирующей по криволинейной поверхности, для измерения данных рассеяния в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 5]

Фиг. 5 - схематическое изображение временного ряда измерений, выполняемых с использованием микроволновой маммографии в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 6]

Фиг. 6 - график, изображающий временной ряд данных интенсивности изображения в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 7]

Фиг. 7 - схематическое изображение, поясняющее сдвиг зоны измерения в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 8A]

Фиг. 8A - пример отображения изображения в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 8B]

Фиг. 8B - пример отображения просветного флюороскопического изображения внутренней области молочной железы, наблюдаемой в направлении снизу субъекта вверх субъекта в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 8C]

Фиг. 8C - пример отображения просветного флюороскопического изображения внутренней области молочной железы, наблюдаемой спереди субъекта в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 9A]

Фиг. 9A - пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 11 января.

[Фиг. 9B]

Фиг. 9B - пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 18 января.

[Фиг. 9C]

Фиг. 9C - пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 25 января.

[Фиг. 9D]

Фиг. 9D - пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 1 февраля.

[Фиг. 9E]

Фиг. 9E - пример отображения в соответствии с примером 1 вероятностного изображения опухоли.

[Фиг. 10A]

Фиг. 10A - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 1 июня.

[Фиг. 10B]

Фиг. 10B - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 5 июня.

[Фиг. 10C]

Фиг. 10C - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 8 июня.

[Фиг. 10D]

Фиг. 10D - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 12 июня.

[Фиг. 10E]

Фиг. 10E - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 15 июня.

[Фиг. 10F]

Фиг. 10F - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 19 июня.

[Фиг. 10G]

Фиг. 10G - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 22 июня.

[Фиг. 10H]

Фиг. 10H - пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 26 июня.

[Фиг. 10I]

Фиг. 10I - пример отображения в соответствии с примером 2 вероятностного изображения опухоли.

[Фиг. 11A]

Фиг. 11A - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 23 октября.

[Фиг. 11B]

Фиг. 11B - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 30 октября.

[Фиг. 11C]

Фиг. 11C - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 6 ноября.

[Фиг. 11D]

Фиг. 11D - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 13 ноября.

[Фиг. 11E]

Фиг. 11E - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 20 ноября.

[Фиг. 11F]

Фиг. 11F - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 27 ноября.

[Фиг. 11G]

Фиг. 11G - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 4 декабря.

[Фиг. 11H]

Фиг. 11H - пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 11 декабря.

[Фиг. 11I]

Фиг. 11I - пример отображения в соответствии с примером 3 вероятностного изображения опухоли.

[Фиг. 12A]

Фиг. 12A - пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 26 февраля.

[Фиг. 12B]

Фиг. 12B - пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 5 февраля.

[Фиг. 12C]

Фиг. 12C - пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 12 февраля.

[Фиг. 12D]

Фиг. 12D - пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 19 февраля.

[Фиг. 12E]

Фиг. 12E - пример отображения в соответствии с примером 4 вероятностного изображения опухоли.

[Фиг. 13]

Фиг. 13 - блок-схема базовой конфигурации устройства томографии на рассеянном излучении в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 14]

Фиг. 14 - блок-схема последовательности операций, поясняющая основы работы устройства томографии на рассеянном излучении в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Фиг. 15]

Фиг. 15 - схематическое изображение, поясняющее подробную конфигурацию устройства томографии на рассеянном излучении в соответствии с вариантом осуществления настоящего изобретения.

[Описание вариантов осуществления]

[0012]

Устройство томографии на рассеянном излучении в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения включает в себя: излучающую антенну, которая излучает радиоволны извне объекта внутрь объекта; приемную антенну, которая принимает снаружи объекта рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта посредством излучающей антенны; и схему обработки информации, которая получает результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений. Схема обработки информации: вычисляет, для каждого из результатов измерений, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функцию поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема; вычисляет, для каждого из результатов измерений, функцию визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется по величине, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема; формирует промежуточное изображение для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и формирует реконструированное изображение посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции.

[0013]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении вычислять промежуточное изображение, которое может представлять элементы внутри объекта, на основании функций полей рассеяния, вычисленных с использованием результатов измерений рассеянных волн в качестве граничных условий. После этого устройство томографии на рассеянном излучении может сформировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы внутри объекта, исходя из множества промежуточных изображений, полученных с использованием множества измерений, снятых в течение множества дней.

[0014]

Соответственно, устройство томографии на рассеянном излучении может формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы в объекте, с использованием рассеянных волн от радиоволн. Это позволяет идентифицировать с использованием рассеянных волн, например, является ли элемент внутри тела человека персистирующей злокачественной опухолью или другими клетками, которые возникают и пропадают случайным образом.

[0015]

Например, схема обработки информации формирует реконструированное изображение с использованием P_N(r)=b₁(r) ∧ b₂(r) ∧ … ∧ b_N(r), где P_N(r) является реконструированным изображением, r представляет положение, N является общим числом промежуточных изображений, и b_i является функцией визуализации, где i имеет значения от 1 до N, и ∧ означает логическую конъюнкцию.

[0016]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении просто формировать реконструированное изображение путем логических конъюнкций промежуточных изображений, соответствующих выходным результатам функций визуализации.

[0017]

Например, схема обработки информации: формирует промежуточное изображение на основании функции визуализации и коэффициента диффузии; и, при формировании промежуточного изображения, увеличивает пространственную область размывания интенсивности изображения в местоположении, подлежащем визуализации в промежуточном изображении, когда коэффициент диффузии увеличивается.

[0018]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении размывать интенсивность изображения с использованием коэффициента диффузии. Соответственно, с использованием коэффициента диффузии, устройство томографии на рассеянном излучении может предотвращать пропадание персистирующих элементов из реконструированного изображения, вызываемое сдвигом в измерении рассеянных волн.

[0019]

Например, схема обработки информации формирует реконструированное изображение с использованием P_N(r)=e^vΔb₁(r) ∧ e^vΔb₂(r) ∧ … ∧ e^vΔb_N(r), где P_N(r) является реконструированным изображением, r представляет положение, N является общим числом промежуточных изображений, b_i является функцией визуализации, где i имеет значения от 1 до N, e^vΔb_i(r) является промежуточным изображением, где i имеет значения от 1 до N, v является коэффициентом диффузии, Δ является двумерным оператором Лапласа, соответствующим двум направлениям, по которым происходит сдвиг в измерении рассеянных волн, и ∧ означает логическую конъюнкцию.

[0020]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении соответствующим образом размывать интенсивность изображения с использованием реляционного выражения на базе метода теории вероятности.

[0021]

Например, схема обработки информации вычисляет e^vΔb_i(r) посредством вычисления Фурье-преобразования b_i(r), умножения результата Фурье-преобразования на exp(-v(k_x²+k_y²)) и вычисления обратного Фурье-преобразования результата умножения на exp(-v(k_x²+k_y²)), где k_x и k_y в exp(-v(k_x²+k_y²)) являются двумя волновыми числами, соответствующими двум направлениям b_i.

[0022]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении быстро и соответствующим образом размывать интенсивность изображения.

[0023]

Например, коэффициент диффузии определяется как значение, пропорциональное среднеквадратичной погрешности положений измерения рассеянных волн.

[0024]

Это позволяет определять коэффициент диффузии по величине погрешности положения измерения. Тогда устройство томографии на рассеянном излучении может соответственно размывать интенсивность изображения, исходя из величины погрешности положения измерения.

[0025]

Например, коэффициент диффузии определяется как значение, равное среднеквадратичной погрешности положений измерения рассеянных волн.

[0026]

Это позволяет определять коэффициент диффузии просто по величине погрешности положения измерения. Тогда устройство томографии на рассеянном излучении может соответственно размывать интенсивность изображения, исходя из величины погрешности положения измерения.

[0027]

Например, коэффициент диффузии определяется равным нулю.

[0028]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении просто формировать реконструированное изображение путем логических конъюнкций промежуточных изображений, соответствующих выходным результатам функций визуализации, как в случае, когда коэффициент диффузии не применяется.

[0029]

Например, коэффициент диффузии определяется как значение больше нуля.

[0030]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении более правдоподобно размывать интенсивность изображения с использованием коэффициента диффузии больше нуля. Соответственно, путем использования коэффициента диффузии больше нуля, устройство томографии на рассеянном излучении может надежнее предотвращать пропадание персистирующих элементов из реконструированного изображения, вызываемое сдвигом в измерении рассеянных волн.

[0031]

Например, в трехмерном пространстве X-координат, Y-координат и Z-координат, X-координата и Z-координата положения излучающей антенны идентичны, соответственно, X-координате и Z-координате положения приемной антенны,

функция поля рассеяния определяется как:

[выражение 1]

где x является X-координатой положения излучения и положения приема, y₁ является Y-координатой положения излучения, y₂ является Y-координатой положения приема, z является Z-координатой положения излучения и положения приема, k означает волновое число радиоволн, и k_x, k_y1 и k_y2 в функции поля рассеяния являются волновыми числами, соответствующими x, y₁ и y₂ в функции поля рассеяния,

a(k_x, k_y1, k_y2) определяется как:

[выражение 2]

где I является индексом положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна, x_I является X-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна, и z_I является Z-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна,

[выражение 3]

представляет Фурье-образ, связанный с y₁, y₂, и t в Φ(x, y₁, y₂, t), выражающем результат измерения при x, y₁, y₂ и t, и

функция визуализации определяется как:

[выражение 4]

где x, y и z в функции визуализации являются, соответственно, X-координатой, Y-координатой и Z-координатой местоположения, подлежащего визуализации.

[0032]

Это позволяет устройству томографии на рассеянном излучении соответствующим образом формировать промежуточные изображения на основании вышеупомянутой функции поля рассеяния и вышеупомянутой функции визуализации, которые определяются исходя из того, что X-координата и Z-координата положения излучающей антенны являются такими же, как X-координата и Z-координата положения приемной антенны.

[0033]

Способ томографии на рассеянном излучении в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения включает в себя следующие этапы: излучают излучающей антенной радиоволны извне объекта внутрь объекта; принимают снаружи объекта, посредством приемной антенны, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта посредством излучающей антенны; и получают результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формируют реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений. Этапы получения результатов измерений и формирования реконструированного изображения включают в себя: вычисление, для каждого из результатов измерения, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функции поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема; вычисление, для каждого из результатов измерения, функции визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется по величине, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема; формирование промежуточного изображения для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и формирование реконструированного изображения посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции.

[0034]

Это позволяет вычислять промежуточное изображение, которое может представлять элементы внутри объекта, на основании функций полей рассеяния, вычисленных с использованием результатов измерений рассеянных волн в качестве граничных условий. После этого можно формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы внутри объекта, исходя из множества промежуточных изображений, полученных с использованием множества измерений, снятых в течение множества дней.

[0035]

Соответственно, можно формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы в объекте, с использованием рассеянных волн от радиоволн. Это позволяет идентифицировать с использованием рассеянных волн, например, является ли элемент внутри тела человека персистирующей злокачественной опухолью или другими клетками, которые возникают и пропадают случайным образом.

[0036]

Варианты осуществления будут описаны далее по тексту со ссылкой на чертежи. Каждый из следующих вариантов осуществления описывает общий или частный пример. Численные значения, формы, материалы, элементы, расположение и соединение элементов, этапы, порядок этапов и т.п., представленные в последующих вариантах осуществления, являются просто примерами и не ограничивают объем притязаний формулы изобретения.

[0037]

[Вариант осуществления]

Устройство томографии на рассеянном излучении в соответствии с настоящим вариантом осуществления формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы в объекте, с использованием рассеянных волн от радиоволн. В дальнейшем, устройство томографии на рассеянном излучении в соответствии с настоящим вариантом осуществления будет описано подробно, включая базовые методики и теоретические основы. В дальнейшем методы будут описаны на базовом примере микроволновой маммографии, в котором радиоволны представлены, например, микроволнами, и объект представляет собой, например, молочную железу, но область применения не ограничивается микроволновой маммографией; и можно применять другие радиоволны и другие объекты, кроме микроволн и молочной железы.

[0038]

<I. Основные принципы>

Настоящее изобретение предлагает способ идентификации злокачественной опухоли или чего-то подобного с использованием теории вероятности временных рядов или способ подтверждения отсутствия опухоли или чего-то подобного с использованием теории вероятности временных рядов.

[0039]

Например, выполняют множество раз измерение для пациентки с менструальным циклом. Затем, с использованием способа на основе теории вероятности временных рядов, из результатов многочисленных измерений выделяют изображения, представляющие длительно или средне стабильный элемент в молочной железе. В частности, например, на основании теории поля рассеяния, по одному результату измерения получают трехмерное (3D) изображение, представляющее элемент в молочной железе. Из многочисленных результатов измерений получается множество изображений. Окончательное реконструированное изображение получается из временного ряда данных упомянутых изображений с использованием стохастического дифференциального уравнения в частных производных (называемого также стохастическим дифференциальным уравнением в частных производных для анализа временных рядов).

[0040]

Способ на основе теории вероятности временных рядов в настоящем изобретении является аналитическим способом, основанном на стохастическом дифференциальном уравнении в частных производных. Способ на основе теории вероятности временных рядов можно объединить с известной теорией поля рассеяния. В частности, способ на основе теории вероятности временных рядов в настоящем изобретении можно объединить с теорией поля рассеяния, описанной в вышеперечисленных PTL 2 или PTL 3.

[0041]

К настоящему времени, авторы изобретения провели клинические исследования, основанные на сочетании теории поля рассеяния и способ на основе теории вероятности временных рядов всего на пяти индивидуумах в возрасте от 20 с небольшим лет до далеко за 40 лет. Некоторые из изображений, полученных при выполнении единственного измерения на каждом индивидууме, показали нечто вроде элемента в молочной железе, но ни одно совершенно не содержало злокачественной опухоли.

[0042]

Микроволновая маммография на основании теории поля рассеяния создает высокоразрешающие и высококонтрастные изображения элемента, подлежащего визуализации. Обычно данный элемент, подлежащий визуализации, является клеткой, которая возникает и исчезает через короткий период времени, или опухолью, которая остается стабильной в течение длительного и среднего срока (или монотонно растущей опухолью). Сочетание теории поля рассеяния и способа на основе теории вероятности временных рядов является особенно эффективным в простых случаях, когда элемент, подлежащий визуализации, является одним из вышеупомянутых элементов, и обеспечивает эффективный метод диагностического исследования на практике.

[0043]

<II. Базовые фундаментальные физиологические знания и факторы учета>

Фиг. 1 является графиком, изображающим секрецию прогестерона и других гормонов во время менструального цикла.

[0044]

Внутри молочной железы происходят размножение клеток (митоз) и уничтожение клеток (апоптоз). Как предполагается, размножение клеток (митоз) и уничтожение клеток (апоптоз) зависят от гормонального фона, связанного с менструальным циклом, т.е. количества секретируемых эстрогена и прогестерона.

[0045]

Фиг. 2A является графиком, изображающим частоту размножения клеток (митоза) долек в зависимости от дня менструального цикла. Фиг 2B. является графиком, изображающим частоту уничтожения клеток (апоптоза) в зависимости от дня менструального цикла.

[0046]

Фиг. 2A и фиг. 2B основаны на работе D.J.P. Ferguson and T.J. Anderson (1981), «Morphological evaluation of cell turnover in relation to the menstrual cycle in the “resting” human молочная железа», Br. J. Cancer 44:177 (непатентная литература).

[0047]

Фиг. 3 является схематическим изображением долек и млечных протоков. Молочная железа содержит множество долек молочной железы. Дольки молочной железы дополнительно включают в себя дольки и млечные протоки. Дольки образуют молоко, и млечные протоки переносят молоко в сосок.

[0048]

Как показано на фиг. 2A, в частности, частота размножения клеток в дольках повышается по мере того, как счет суток продвигается к концу менструального цикла. Частота размножения клеток в дольках является высокой на 25-й день 28-дневного менструального цикла. Данное повышенное значение связано с увеличением числа долек.

[0049]

Дольковое размножение клеток также влияет на результаты измерений, получаемые микроволновой маммографией. Увеличение числа долек с высокой диэлектрической постоянной составляет очевидное препятствие для обнаружения злокачественной опухоли. С другой стороны, как показано на фиг. 2A, в период с 4-го по 19-й дни менструального цикла клетки размножаются не так активно, что делает этот период более подходящим для измерения методом микроволновой маммография. Однако на практике в этот период все еще наблюдается какое-то отражение сигнала от дольки, и такое отражение сигнала является препятствием для обнаружения небольших опухолей.

[0050]

Более того, размножение клеток (митоз) и уничтожение клеток (апоптоз) происходят в течение коротких периодов времени в течение менструального цикла, и данный процесс может иметь место где угодно в достаточно большой зоне молочной железы. Дольки, образуемые в результате такого процесса, проявляются в виде довольно сильных локальных сигналов в результатах измерений, получаемых методом микроволновой маммографии.

[0051]

Местоположения, где происходит размножение клеток, разбросаны случайным образом, и размножение клеток долек является локализованным (дискретным) процессом, а не таким процессом, который происходит равномерно по всей молочной железе. Иначе говоря, предполагается, что клетки долек возникают и исчезают локально и случайно.

[0052]

Как полагают, элементы, подлежащие визуализации методом микроволновой маммографии, являются клетками долек, которые возникают и исчезают случайным образом, или опухоли, которые не исчезают в течение длительного периода времени после того, как они формируются (в том числе доброкачественные опухоли, такие как фиброаденомы). С помощью способа на основе теории вероятности временных рядов в соответствии с настоящим изобретением, опухоли и подобное им выделяются посредством использования в полной мере упомянутых отличий.

[0053]

Способ на основе теории вероятности временных рядов является эффективным способом, который значительно превосходит вышеописанные способы, которые ориентируются на конкретные периоды менструального цикла. Для молодых женщин с менструальным циклом, эксперименты надежно определяли, здоровы ли они или нет, даже с использованием небольшого числа измерений во временном ряду.

[0054]

Данный способ, основанный на теории вероятности временных рядов, сложно применять с другими методами интрамаммарных измерений, кроме микроволновой маммографии, так как на изображениях рентгеновской маммографии выраженно и стабильно визуализируются коллаген и другие факторы в течение долгого времени. Измерения ультразвуковыми эхо-устройствами выполняют путем ручного согласования механических импедансов, что значительно затрудняет повышение воспроизводимости, и при этом возникает много отражений от долговременно стабильных границ слоев в молочной железе. Применение затруднительно также потому, что границы слоев в молочной железе свободно изменяют форму во время измерения.

[0055]

Много проблем возникает также при применении способа, основанного на теории вероятности временных рядов, к измерениям методами магнитно-резонансной томографии (МРТ) или позитронной эмиссионной томографии (ПЭТ).

[0056]

<Основные принципы теории поля рассеяния (теория мультистатического обратного рассеяния на криволинейных поверхностях)>

В данном разделе будет представлена теория поля рассеяния для анализа результатов измерений и получения 3В изображений. 3D изображения, получаемые с помощью теории поля рассеяния, анализируются с использованием стохастического дифференциального уравнения в частных производных на следующем этапе. Теорию поля рассеяния, раскрытую в PTL 2 или PTL 3, можно применять в зависимости от обстоятельств.

[0057]

Фиг. 4 является схематическим изображением примерной антенной решетки, сканирующей по криволинейной поверхности, для измерения данных рассеяния. Антенная решетка 401 является мультистатической антенной решеткой, которая сканирует по криволинейной поверхности и включает в себя излучающую антенну T и приемные антенны R. Теория поля рассеяния (называемая также теорией мультистатического обратного рассеяния на криволинейных поверхностях) существует во множестве вариантов, соответствующих мультистатическим антенным решеткам, которые сканируют по криволинейной поверхности.

[0058]

Поверхность, используемая здесь для примера в теории поля рассеяния, является относительно простой поверхностью с конечной кривизной в x-направлении и нулевой кривизной в y-направлении. В приведенном примере, антенная решетка 401 располагается по прямой линии в y-направлении и сканирует по кривой в x-направлении.

[0059]

Антенные решетки 401 располагаются по прямой линии, с одной и той же X-координатой. Из двух ортогональных главных направлений кривизны на криволинейной поверхности с нулевой гауссовой кривизной, y-направление с нулевой кривизной является направлением, в котором выстроены в линию излучающая антенна T и приемные антенны R антенной решетки 401, и x-направление является направлением сканирования антенны. Данный пример является достаточно общим и полезным при его применении к микроволновой маммографии. Следует отметить, что антенная решетка 401 могут включать в себя множество излучающих антенн T и могут включать в себя множество приемных антенн R.

[0060]

Радиоволна, испускаемая из точки P₁(x, y₁, z), отражается в точке P(ξ, η, ζ) и принимается в точке P₂(x, y₂, z). Когда точка P располагается в любом положении по всей области D определения, сигнал, принимаемый в точке P₂, выражается, как показано ниже в (3-1).

[0061]

[выражение 5]

[0062]

В (3-1) предполагается, что фактор времени пропорционален exp(-iωt). В данном случае, ω означает круговую частоту радиоволны, k означает частоту радиоволны, ε(ξ, η, ζ) является коэффициентом отражения в P(ξ, η, ζ). Кроме того, действует уравнение ω=ck. Здесь, c означает скорость распространения радиоволны. Функция в (3-1) может быть также выражена как функция поля рассеяния. При неизвестном ε(ξ, η, ζ), функция поля рассеяния в (3-1) является неизвестной.

[0063]

Функцию поля рассеяния в (3-1) можно интерпретировать как функцию, которая принимает любое положение излучения и любое положение приема, имеющие одинаковые x- и z-координаты в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема. Если положение излучения и положение приема, вводимые в функцию поля рассеяния, соответственно, согласуются с положением излучающей антенны T и положению приемной антенны R, то выходное значение функции поля рассеяния будет соответствовать измерительным данным, полученным из приемной антенны R.

[0064]

Когда в функцию поля рассеяния подставляют t → 0, x → x, y₁ → y₂ (=y) и z → z, после излучения радиоволн предполагается, что функция поля рассеяния показывает величину рассеянных волн, которые немедленно принимаются в положении (x, y, z), т.е. величину отражения в (x, y, z).

[0065]

В частности, например, предполагается, что значение, получаемое как величина рассеянных волн на выходе функции поля рассеяния, при вводе одинакового положения для положений излучения и приема в функцию поля рассеяния, должно быть больше для более сильных отражений в данном положении. Иначе говоря, при вводе одного и того же произвольного положения для положений излучения и приема в функцию поля рассеяния, значение на выходе функции поля рассеяния может показывать величину отражения в данном положении. Функция визуализации для формирования изображения внутренней области объекта выводится как функция, указывающая такую величину следующим образом.

[0066]

Уравнение, представленное ниже в (3-2), является уравнением, которому удовлетворяет функция поля рассеяния в (3-1).

[0067]

[выражение 6]

[0068]

Уравнение, представленное в (3-3), получено как общее решение уравнения, представленного в (3-2). Иначе говоря, уравнение в (3-3) получено как функция поля рассеяния.

[0069]

[выражение 7]

[0070]

В этом выражении, k_x, k_y1 и k_y2 являются волновыми числами функции поля рассеяния для, соответственно, x, y₁ и y₂. Когда данные рассеяния (т.е. результат измерения), измеренные на границе области, подлежащей измерению, выражаются в форме Φ(x, y₁, y₂, t), и Фурье-образ от Φ(x, y₁, y₂, t) для y₁, y₂ и t выражается в виде:

[выражение 8]

уравнение, показанное ниже в (3-4), получается в виде a(k_x, k_y1, k_y2) в (3-3).

[0071]

[выражение 9]

[0072]

В вышеприведенном уравнении, x_j, представленное x_I, является общей X-координатой излучающей антенны T и приемной антенны R, и z_j, представленное z_I, является общей Z-координатой излучающей антенны и приемной антенны. x_j и z_j удовлетворяют соотношению, приведенному ниже в (3-5). Функция f в (3-5) является функцией для формы ограничивающей поверхности.

[0073]

[выражение 10]

[0074]

Уравнения в (3-3) и (3-4) составляют функцию поля рассеяния, вычисляемую с использованием результата измерения в качестве граничного условия. Иначе говоря, нижеприведенное выражение (3-6) получается как окончательная функция визуализации.

[0075]

[выражение 11]

[0076]

Выше, ρ(r) является изображением. В частности, r является местоположением, подлежащим визуализации, и ρ(r) является интенсивностью изображения в данном местоположении, подлежащем визуализации. Интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, соответствует выходному значению функции поля рассеяния для местоположения, подлежащего визуализации, т.е. величине отражения в местоположении, подлежащем визуализации. Например, поскольку элементы в молочной железе отражают радиоволны, то в местоположении элемента в молочной железе получается высокая интенсивность изображения.

[0077]

В (3-6), ρ(r) образует случайное поле, описанное в следующем разделе. Кроме того, ρ(r) при t=t_i, которое соответствует i-му измерению, записывается как b_i(r).

[0078]

<VI. Стохастическое дифференциальное уравнение в частных производных>

<VI-1. Временной ряд измерений>

Фиг. 5 является схематическим изображением временного ряда измерений (называемых также временным рядом 3D измерений), выполняемых методом микроволновой маммографии для одной и той же области одного и того же человека.

[0079]

Стандартный способ получения временного ряда измерений состоит в выполнении одного измерения каждую неделю, при, в общей сложности, четырех или пяти измерениях в течение периода четырех или пяти недель, считая, что период 28 дней, который соответствует менструальному циклу, эквивалентен четырем неделям. 3D изображение ρ(r), полученное таким образом, определяется как b_i(r) (например, i=1, 2, …, 5).

[0080]

<IV-2. Основное уравнение>

Временные и пространственные изменения интенсивности изображения описываются стохастическим дифференциальным уравнением в частных производных, так как показано в (4-1) ниже, где t означает время, r=(x, y, z) является трехмерным вектором, и ρ(t, r) представляет интенсивность изображения (в частности, временной ряд стохастической интенсивности изображения).

[0081]

[выражение 12]

[0082]

В этом выражении, v является коэффициентом диффузии и соответствует входному шуму при каждом измерении. Как предполагается, шум является случайным и обусловлен сдвигом зоны измерения вследствие сдвига положения шкалы и/или сдвига сканирования датчиком. Символ δ означает дельта-функцию. Символ ∧ означает логическую конъюнкцию, т.е. минимальное значение, как показано ниже в (4-2).

[0083]

[выражение 13]

[0084]

В уравнении (4-1), ρ(t_i-, r) означает такой нижний предел, как в (4-3) ниже.

[0085]

[выражение 14]

[0086]

Параметр α является постоянной, которая зависит от v и Δt=t_i-t_i-1 и может быть α=1. Член b_i(r) означает стохастическую интенсивность изображения в положении с пространственной координатой r в момент времени t_i.

[0087]

Иначе говоря, первый член с правой стороны в уравнении (4-1) соответствует сдвигу зоны измерения. Второй член с правой стороны в уравнении (4-1) соответствует изменению интенсивности изображения во время измерения и соответствует разности (величине изменения) между фиксированной величиной и суммарной величиной интенсивности изображения. Пространственно-временные изменения интенсивности изображения соответствуют сумме упомянутых изменений.

[0088]

Фиг. 6 является графиком, изображающим временной ряд данных стохастической интенсивности изображения при r=r₀ и дискретные b_j(r₀) (j=1, 2, 3, …, N) при r=r₀. b_i(r)является изображением, полученным в результате i-го измерения при микроволновой маммографии. В вышеописанной теории поля рассеяния, b_i(r) записывается в виде ρ(r). Иначе говоря, b_i является функцией визуализации, и b_i(r) является изображением, полученным при посредстве функции визуализации.

[0089]

Интегрирование стохастического дифференциального уравнения в частных производных, приведенного в (4-1), в окрестности t=t_i дает (4-4), приведенное ниже.

[0090]

[выражение 15]

[0091]

Интегрирование (4-4) дает (4-5), приведенное ниже.

[0092]

[выражение 16]

[0093]

Если Δt=t_i-t_i-1, то, в пределе Δt→0, справедливо приведенное ниже (4-6).

[0094]

[выражение 17]

[0095]

В соответствии с уравнением (4-5) и уравнением (4-6) справедливо нижеприведенное уравнение (4-7).

[0096]

[выражение 18]

[0097]

Когда t не находится в окрестности t_i, в соответствии с уравнением (4-1) справедливо нижеприведенное уравнение (4-8).

[0098]

[выражение 19]

[0099]

<IV-3. Решение стохастического дифференциального уравнения в частных производных>

Решение стохастического дифференциального уравнения в частных производных в (4-1) в других особых точках, кроме t=t_i, то есть решение уравнения (4-8), получают с использованием Фурье-преобразования, как показано ниже в (4-9).

[0100]

[выражение 20]

[0101]

Здесь, Q(t, k) является Фурье-образом от ρ(t, r).

[0102]

[выражение 21]

Выражение 21 является Фурье-образом от ρ(t, x, y, z). Члены k_x, k_y и k_z являются волновыми числами, соответствующими x, y и z. Как показано в (4-9), k в Q(t, k) соответствует (k_x, k_y, k_z). Дифференциальное уравнение, приведенное ниже в (4-10), получают, исходя из (4-8) и (4-9).

[0103]

[выражение 22]

[0104]

Дифференциальное уравнение (4-10) можно легко решить для получения такого решения, как ниже в (4-11). Здесь c(k_x, k_y, k_z) соответствует значению Q(t, k) при t=t_j→t_i, то есть при Q(t_j, k) в пределе t_j→t_i.

[0105]

[выражение 23]

[0106]

Нижеприведенное (4-12) получают как решение стохастического дифференциального уравнения в частных производных в (4-1) в других особых точках, кроме t=t_i, исходя из (4-11).

[0107]

[выражение 24]

Applicable scope - Область применимости

[0108]

<V. Физический смысл члена v размывания>

Фиг. 7 схематически поясняет сдвиг зоны измерения. Например, на исследуемого субъекта наклеивают тонкую, односторонне липкую аппликацию, и измерение выполняют на поверхности приклеенной аппликации. Иначе говоря, зона приклеенной аппликации служит зоной измерения. Например, аппликация изготовлена из прозрачного или просвечивающего материала (в частности, синтетической смолы или чего-то подобного), сквозь который могут проходить радиоволны. Например, на аппликацию нанесена сетка 32×32, и аппликация приклеена так, что сосок или невус исследуемого субъекта располагается в одном и том же квадрате во временном ряду измерений.

[0109]

При этом зона измерения во временном ряду измерений выражается в виде D_i(i=1, 2, 3, …, N). Даже если применена аппликация с сеткой, подобной вышеописанной сетке, каждую зону D_i сложно выдерживать в одном и том же месте на исследуемом субъекте. Каждый раз будет происходить сдвиг. Предполагается, что такой сдвиг является случайным и представляется членом размывания.

[0110]

Например, через каждые Δt, зона измерения сдвигается случайным образом на Δσ в плоскости (x, y). Сдвиг Δσ можно выразить в виде Δσ=(Δx, Δy). Сдвиг Δσ может также соответствовать сочетанию поворота и параллельного смещения.

[0111]

Поскольку сдвиг в двумерной плоскости происходит так, как описано выше, то лапласиан Δ в (4-8) является двумерным оператором. Фундаментальное решение для (4-8) относительно сдвига зоны измерения выражается, как показано ниже в (5-1).

[0112]

[выражение 25]

[0113]

Сдвиг зоны измерения не включает в себя характеристику, в соответствии с которой сдвиг увеличивает число измерений. Зона измерения сдвигается случайным образом, с погрешностями положения, находящимися вблизи, приблизительно, одного и того же местоположения. Если предположить, что сдвиг зоны измерения подчиняется нормальному распределению, то он подобен общеизвестному броуновскому движению, и поэтому функция распределения сдвига зоны измерения выглядит как уравнение диффузии. Если положение отсчета обозначить r₀, и положение частицы, совершающей броуновское движение, обозначить r, то их среднеквадратичная погрешность пропорциональна vt. Данную зависимость можно выразить, как показано ниже в (5-2).

[0114]

[выражение 26]

[0115]

Как из этого следует, сдвиг зоны измерения не включает в себя характеристику, в соответствии с которой сдвиг увеличивает число измерений. Соответственно, t в (5-2) можно интерпретировать как время от одного измерения до следующего. Например, можно определить, что одно время измерения равно t=0, и следующее время измерения равно t=1. В этом случае, из (5-2) получают нижеприведенное (5-3).

[0116]

[выражение 27]

[0117]

Коэффициент диффузии можно оценить, например, как величину сдвига зоны измерения между двумя измерениями.

[0118]

<VI. Способ различения опухоли и клеток долек>

Решение (4-8) формально находится, как показано ниже в (6-1).

[0119]

[выражение 28]

[0120]

Гипотетический временной интервал между каждым измерением во временном ряду измерений определяется в виде δt=1 (т.е. t_i-t_i-1=1). В таком случае, когда измеренное изображение временного ряда выражается в виде b_i(r) (1, 2. 3, …, N), нижеприведенное (6-2) представляет измеренное изображение временного ряда, которое учитывает погрешность зоны измерения во время измерения. Иначе говоря, нижеприведенное (6-2) представляет измеренные изображения временного ряда, в которых интенсивность изображения в каждом положении является размытым в окружающие его стороны для учета погрешностей зоны измерения во время измерения.

[0121]

[выражение 29]

[0122]

e^vΔb_i(r) получают вычислением Фурье-преобразования b_i(r) для x, y и z, исходя из (4-12), умножением его на exp(-v(k_x²+k_y²) и затем вычислением обратного Фурье-преобразования. Иначе говоря, e^vΔb_i(r) получают, как показано ниже в (6-3).

[0123]

[выражение 30]

[0124]

Окончательное вероятностное изображение опухоли получают по нижеприведенной формуле (6-4), исходя из (4-7).

[0125]

[выражение 31]

[0126]

В (6-4), для четкого определения v использовано равенство для пропорционального соотношения v в (5-3).

[0127]

При вычислении минимальной интенсивности изображения в каждом положении в измеренном изображении временного ряда, непостоянные дольки исчезают, а неизменные опухоли сохраняются в вероятностном изображении опухоли. Однако, если происходит сдвиг зоны измерения, то опухоль также может пропадать из вероятностного изображения опухоли вследствие сдвига положения. Такого рода пропадание не допускается, даже когда имеет место сдвиг зоны измерения, благодаря размыванию интенсивности изображения в каждом положении в измеренном изображении временного ряда в окружающие его стороны.

[0128]

<VII. Подтверждение фактическими данными>

Эффективность вышеописанных теорий будет подтверждена с использованием клинических экспериментальных данных и составных данных, основанных на клинических экспериментальных данных. Далее приведены четыре примера под номерами 1-4.

[0129]

Все субъекты в примерах 1-3 находятся в юношеском возрасте и считаются здоровыми. Во временном ряду клинических экспериментов частота измерения составляет 4-8 раза для каждого лица, с учетом менструального цикла. Все данные для каждого лица собраны и обработаны при одинаковой интенсивности изображения. Иначе говоря, шкала интенсивности изображения является совмещенной на всех изображениях, и максимальное и минимальное значения интенсивности изображения совмещаются на всех изображениях. В ходе анализа, используется v=0, т.е. значение в идеальном случае.

[0130]

Пример 4 является примером моделирования, когда имеет место рак. Для подтверждения использовали составные данные, сформированные по клиническим экспериментальным данным от двух пациенток, одной с раком и другой в здоровом состоянии. В частности, использовали составные данные, сформированные наложением одних клинических экспериментальных данных от раковой пациентки на каждые из клинических экспериментальных данных временного ряда четырех экспериментов на здоровой пациентке.

[0131]

Например, изображение, подобное изображению на фиг. 8A, фиг. 8B или фиг. 8C, получено по клиническим данным из одного эксперимента.

[0132]

Фиг. 8A является примером отображения изображения, представляющим внутреннюю область молочной железы. Как видно на фиг. 8A, внутренняя область молочной железы отображается на просвет и в трех измерениях. Верх изображения соответствует верху субъекта, и низ изображения соответствует низу субъекта. Левая сторона изображения соответствует правой стороне субъекта, и правая сторона изображения соответствует левой стороне субъекта.

[0133]

Фиг. 8B является примером отображения просветного флюороскопического изображения внутренней области молочной железы, наблюдаемой в направлении снизу субъекта вверх субъекта. Левая сторона изображения соответствует правой стороне субъекта, и правая сторона изображения соответствует левой стороне субъекта.

[0134]

Фиг. 8C является примером отображения просветного флюороскопического изображения внутренней области молочной железы, наблюдаемой спереди субъекта. Левая сторона изображения соответствует правой стороне субъекта, и правая сторона изображения соответствует левой стороне субъекта.

[0135]

Временной ряд множества изображений получают путем получения такого изображения, как изображение, показанное на фиг. 8A, фиг. 8B или фиг. 6C, для каждого изображения. Затем, из временного ряда множества изображений формируют вероятностное изображение опухоли для идентификации опухолей и тому подобного.

[0136]

<VII-1. Пример 1>

Фиг. 9A представляет пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 11 января. Данное изображение соответствует вышеописанному b₁(r).

[0137]

Фиг. 9B представляет пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 18 января. Данное изображение соответствует вышеописанному b₂(r).

[0138]

Фиг. 9C представляет пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 25 января. Данное изображение соответствует вышеописанному b₃(r).

[0139]

Фиг. 9D представляет пример отображения в соответствии с примером 1 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 1 февраля. Данное изображение соответствует вышеописанному b₄(r). В примере 1, 1 февраля соответствует дате начала менструального цикла.

[0140]

Фиг. 9E представляет пример отображения в соответствии с примером 1 вероятностного изображения опухоли. Данное изображение соответствует вышеописанному ρ₄(r). В примере 1, вероятностное изображение опухоли указывает, что опухоли или чего-то подобного не наблюдается.

[0141]

<VII-2. Пример 2>

Фиг. 10A представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 1 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₁(r). В примере 2, 1 июня соответствует дате начала менструального цикла.

[0142]

Фиг. 10B представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 5 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₂(r).

[0143]

Фиг. 10C представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 8 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₃(r).

[0144]

Фиг. 10D представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 12 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₄(r).

[0145]

Фиг. 10E представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 15 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₅(r).

[0146]

Фиг. 10F представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 19 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₆(r).

[0147]

Фиг. 10G представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 22 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₇(r).

[0148]

Фиг. 10H представляет пример отображения в соответствии с примером 2 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 26 июня. Данное изображение соответствует вышеописанному b₈(r).

[0149]

Фиг. 10I представляет пример отображения в соответствии с примером 2 вероятностного изображения опухоли. Данное изображение соответствует вышеописанному ρ₈(r). В примере 2, вероятностное изображение указывает, что опухоли или чего-то подобного не наблюдается.

[0150]

<VII-3. Пример 3>

Фиг. 11A представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 23 октября. Данное изображение соответствует вышеописанному b₁(r).

[0151]

Фиг. 11B представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 30 октября. Данное изображение соответствует вышеописанному b₂(r).

[0152]

Фиг. 11C представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 6 ноября. Данное изображение соответствует вышеописанному b₃(r).

[0153]

Фиг. 11D представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 13 ноября. Данное изображение соответствует вышеописанному b₄(r).

[0154]

Фиг. 11E представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 20 ноября. Данное изображение соответствует вышеописанному b₅(r).

[0155]

Фиг. 11F представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 27 ноября. Данное изображение соответствует вышеописанному b₆(r).

[0156]

Фиг. 11G представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 4 декабря. Данное изображение соответствует вышеописанному b₇(r).

[0157]

Фиг. 11H представляет пример отображения в соответствии с примером 3 реконструированного изображения, полученного по данным измерения 11 декабря. Данное изображение соответствует вышеописанному b₈(r).

[0158]

Фиг. 11I представляет пример отображения в соответствии с примером 3 вероятностного изображения опухоли. Данное изображение соответствует вышеописанному ρ(r). В примере 3, вероятностное изображение опухоли указывает, что опухоли или чего-то подобного не наблюдается.

[0159]

<VII-4. Пример 4>

Фиг. 12A представляет пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 26 февраля. Данное изображение соответствует вышеописанному b₁(r).

[0160]

Фиг. 12B представляет пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 5 февраля. Данное изображение соответствует вышеописанному b₂(r).

[0161]

Фиг. 12C представляет пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 12 февраля. Данное изображение соответствует вышеописанному b₃(r).

[0162]

Фиг. 12D представляет пример отображения в соответствии с примером 4 реконструированного изображения, полученного по составным данным из данных измерения раковой пациентки и данных измерения здоровой пациентки от 19 февраля. Данное изображение соответствует вышеописанному b₄(r). В примере 4, 19 февраля соответствует дню, который соответствует сроку не позднее 10 дней с даты начала менструального цикла.

[0163]

Фиг. 12E представляет пример отображения в соответствии с примером 4 вероятностного изображения опухоли. Данное изображение соответствует вышеописанному ρ₄(r). В примере 4, вероятностное изображение опухоли указывает, что с правой стороны молочной железы присутствует опухоль.

[0164]

<VIII. Конфигурация и работа устройства томографии на рассеянном излучении>

В дальнейшем, на основании вышеизложенного приведено краткое описание конфигурации и работы устройства томографии на рассеянном излучении, который использует рассеянные волны радиоволн, чтобы формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы внутри объекта. В данном случае, персистирующий элемент является элементом, который не исчезает через заданный период времени, например, четыре недели.

[0165]

Фиг. 13 является схемой базовой конфигурации устройства томографии на рассеянном излучении в соответствии с настоящим вариантом осуществления. Устройство 100 томографии на рассеянном излучении, изображенное на фиг. 13, включает в себя излучающую антенну 101, приемную антенну 102 и схему 103 обработки информации. Устройство 100 томографии на рассеянном излучении может также включать в себя дисплей 104.

[0166]

Излучающая антенна 101 является схемой, которая излучает радиоволны. В частности, излучающая антенна 101 излучает радиоволны внутрь объекта снаружи объекта. Например, радиоволны могут быть микроволнами, миллиметровыми волнами или терагерцовыми волнами. Например, живой организм может содержать изделие или природный материал. В частности, объект может быть молочной железой. Устройство 100 томографии на рассеянном излучении может включать в себя множество излучающих антенн 101.

[0167]

Приемная антенна 102 является схемой, которая принимает радиоволны, которые являются, например, рассеянными волнами от радиоволн. В частности, приемная антенна 102 принимает снаружи объекта рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта. Устройство 100 томографии на рассеянном излучении может включать в себя множество приемных антенн 102. Приемная антенна 102 может располагаться, по существу, в том же месте положении, что и излучающая антенна 101, и, в качестве альтернативы, может располагаться в ином положении, чем излучающая антенна 101.

[0168]

Излучающая антенна 101 и приемная антенна 102 могут составлять мультистатическую антенну и, в качестве альтернативы, могут составлять моностатическую антенну.

[0169]

Схема 103 обработки информации является схемой, которая выполняет обработку информации. В частности, схема 103 обработки информации формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы внутри объекта, на основании множества результатов измерений, полученных излучающей антенной 101 и приемной антенной 102 в некоторое множество дней. Например, схема 103 обработки информации выполняет арифметические операции, указанные в вышеописанной теории, при формировании реконструированного изображения на основании результатов измерений.

[0170]

Схема 103 обработки информации может быть компьютером или процессором, входящим в состав компьютера. Схема 103 обработки информации может выполнять обработку информации посредством считывания программы из памяти и выполнения программы. Схема 103 обработки информации может быть специализированной схемой, которая формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы внутри объекта, на основании результатов множества измерений, снятых в течение множества дней.

[0171]

Схема 103 обработки информации может выводить сформированное реконструированное изображение на дисплей 104 или подобное устройство. Например, схема 103 обработки информации может отображать реконструированное изображение на дисплее 104 посредством вывода реконструированного изображения на дисплей 104. В качестве альтернативы, схема 103 обработки информации может выводить реконструированное изображение на принтер (не показанный на чертежах) и печатать реконструированное изображение на принтере. В качестве альтернативы, схема 103 обработки информации может передавать реконструированное изображение в форме электронных данных в другое устройство (не показанное на чертежах) по проводной или беспроводной связи.

[0172]

Дисплей 104 является устройством отображения, например, жидкокристаллическим дисплеем. Следует отметить, что дисплей 104 является дополнительным элементом, а не необходимым элементом. Кроме того, дисплей 104 может быть внешним устройством, которое не входит в состав устройства 100 томографии на рассеянном излучении.

[0173]

Фиг. 14 является блок-схемой последовательности операций, поясняющей основы работы устройства 100 томографии на рассеянном излучении, изображенного на фиг. 13. В частности, излучающая антенна 101, приемная антенна 102 и схема 103 обработки информации, входящие в состав устройства 100 томографии на рассеянном излучении, изображенного на фиг. 13, работают, как показано на фиг. 14.

[0174]

Сначала, излучающая антенна 101 излучает радиоволны внутрь объекта снаружи объекта (S201). Затем, приемная антенна 102 принимает снаружи объекта рассеянные волны от радиоволн, посланных внутрь объекта (S202). Затем, схема 103 обработки информации формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы внутри объекта на основании множества результатов измерений, полученных излучающей антенной 101 и приемной антенной 102 в некоторое множество дней (S203).

[0175]

При формировании реконструированного изображения на основании множества результатов измерений, схема 103 обработки информации сначала вычисляет функцию поля рассеяния для каждого из множества результатов измерений, используя результат измерения в качестве граничного условия. Входными данными функции поля рассеяния являются положение приема рассеянных волн и положение излучения радиоволн, и выходным результатом функции поля рассеяния является величина рассеянных волн в положении приема. Иначе говоря, функция поля рассеяния является функцией, которая показывает величину рассеянных волн в положении приема для произвольно задаваемых положений излучения и приема.

[0176]

Затем, схема 103 обработки информации вычисляет функцию визуализации на основании функций полей рассеяния, вычисленных для множества результатов измерений. Функция визуализации является функцией, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и является функцией, определяемой по величине, выдаваемой функцией поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положений излучения и положения приема.

[0177]

Затем, схема 103 обработки информации формирует промежуточное изображение для каждого из результатов измерений на основании соответствующей вычисленной функции визуализации, то есть формирует множество промежуточных изображений для множества результатов измерений. Затем схема 103 обработки информации формирует реконструированное изображение путем вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении во множестве промежуточных изображений посредством логической конъюнкции. Схема 103 обработки информации может выводить сформированное реконструированное изображение на дисплей 104 или подобное устройство.

[0178]

Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении вычислять промежуточное изображение, которое может представлять элементы внутри объекта, на основании функций полей рассеяния, вычисленных с использованием результатов измерений рассеянных волн в качестве граничных условий. Затем устройство 100 томографии на рассеянном излучении может формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы внутри объекта, исходя из множества промежуточных изображений, полученных с использованием множества измерений, снятых в течение множества дней.

[0179]

Соответственно, устройство 100 томографии на рассеянном излучении может формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы в объекте, с использованием рассеянных волн от радиоволн. Это позволяет идентифицировать с использованием рассеянных волн, например, является ли элемент внутри тела человека персистирующей злокачественной опухолью или другими клетками, которые возникают и пропадают случайным образом.

[0180]

Например, схема 103 обработки информации может формировать реконструированное изображение с использованием P_N(r)=b₁(r) ∧ b₂(r) ∧ … ∧ b_N(r), где P_N(r) является реконструированным изображением, r представляет положение, N является общим числом промежуточных изображений, b_i означает функцию визуализации, где i имеет значения от 1 до N, и ∧ означает логическую конъюнкцию.

[0181]

Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении просто формировать реконструированное изображение путем логических конъюнкций промежуточных изображений, соответствующих выходным результатам функций визуализации.

[0182]

Кроме того, например, схема 103 обработки информации формирует промежуточное изображение на основании функции визуализации и коэффициента диффузии и, при формировании промежуточного изображения, увеличивает пространственную область размывания интенсивности изображения в местоположении, подлежащем визуализации в промежуточном изображении, когда коэффициент диффузии увеличивается.

[0183]

Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении размывать интенсивность изображения с использованием коэффициента диффузии. Соответственно, с использованием коэффициента диффузии, устройство 100 томографии на рассеянном излучении может предотвращать пропадание персистирующих элементов из реконструированного изображения, вызываемое сдвигом в измерении рассеянных волн.

[0184]

Кроме того, например, схема 103 обработки информации может формировать реконструированное изображение с использованием P_N(r)=e^vΔb₁(r) ∧ e^vΔb₂(r) ∧ … ∧ e^vΔb_N(r), где P_N(r) является реконструированным изображением, r представляет положение, N является общим числом промежуточных изображений, b_i означает функцию визуализации, где i имеет значения от 1 до N, e^vΔb_i(r) является промежуточным изображением, где i имеет значения от 1 до N, v является коэффициентом диффузии, Δ является двумерным оператором Лапласа, соответствующим двум направлениям, по которым происходит сдвиг в измерении рассеянных волн, и ∧ означает логическую конъюнкцию.

[0185]

Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении соответствующим образом размывать интенсивность изображения с использованием реляционного выражения на базе метода теории вероятности.

[0186]

Кроме того, например, схема 103 обработки информации может вычислять e^vΔb_i(r) посредством вычисления Фурье-преобразования b_i(r), умножения результата Фурье-преобразования на exp(-v(k_x²+k_y²)) и вычисления обратного Фурье-преобразования результата умножения на exp(-v(k_x²+k_y²)), где k_x и k_y в exp(-v(k_x²+k_y²)) являются двумя волновыми числами, соответствующими двум направлениям b_i.

[0187]

Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении быстро и соответствующим образом размывать интенсивность изображения.

[0188]

Кроме того, например, коэффициент диффузии можно определить как значение, пропорциональное среднеквадратичной погрешности положений измерения рассеянных волн. Это позволяет определять коэффициент диффузии по величине погрешности положения измерения. Устройство 100 томографии на рассеянном излучении может тогда соответственно размывать интенсивность изображения, исходя из величины погрешности положения измерения.

[0189]

Кроме того, например, коэффициент диффузии можно определить как значение, равное среднеквадратичной погрешности положений измерения рассеянных волн. Это позволяет определять коэффициент диффузии просто по величине погрешности положения измерения. Устройство 100 томографии на рассеянном излучении может тогда соответственно размывать интенсивность изображения, исходя из величины погрешности положения измерения.

[0190]

Кроме того, например, коэффициент диффузии можно задать равным нулю. Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении просто формировать реконструированное изображение путем логических конъюнкций промежуточных изображений, соответствующих выходным результатам функций визуализации, как в случае, когда коэффициент диффузии не применяется.

[0191]

Кроме того, например, коэффициент диффузии можно определить как значение больше нуля. Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении более правдоподобно размывать интенсивность изображения с использованием коэффициента диффузии больше нуля. Соответственно, путем использования коэффициента диффузии больше нуля, устройство 100 томографии на рассеянном излучении может более надежно предотвращать пропадание персистирующих элементов из реконструированного изображения, вызываемое сдвигом в измерении рассеянных волн.

[0192]

Кроме того, например, в трехмерном пространстве X-координат, Y-координат и Z-координат, X-координата и Z-координата положения излучающей антенны 101 могут быть идентичными, соответственно, X-координате и Z-координате положения приемной антенны 102,

[0193]

Функция поля рассеяния может быть определена в виде:

[выражение 32]

.

[0194]

В этом выражении, x является X-координатой положения излучения и положения приема, y₁ является Y-координатой положения излучения, y₂ является Y-координатой положения приема, z является Z-координатой положения излучения и положения приема, k означает волновое число радиоволн, и k_x, k_y1 и k_y2 в функции поля рассеяния являются волновыми числами, соответствующими x, y₁ и y₂ в функции поля рассеяния.

[0195]

Кроме того, a(k_x, k_y1, k_y2) определяется в виде:

[выражение 33]

.

[0196]

В этом выражении, I является индексом положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна 101 и приемная антенна 102, x_I является X-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна 101 и приемная антенна 102, и z_I является Z-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна 101 и приемная антенна 102.

[0197]

Кроме того,

[выражение 34]

представляет Фурье-образ, связанный с y₁, y₂, и t в Φ(x, y₁, y₂, t), выражающем результат измерения при x, y₁, y₂ и t.

[0198]

Функция визуализации может быть определена в виде:

[выражение 35]

где x, y и z в функции визуализации являются, соответственно, X-координатой, Y-координатой и Z-координатой местоположения, подлежащего визуализации.

[0199]

Это позволяет устройству 100 томографии на рассеянном излучении соответствующим образом формировать промежуточные изображения на основании вышеупомянутой функции поля рассеяния и вышеупомянутой функции визуализации. Вышеупомянутая функция поля рассеяния и вышеупомянутая функция визуализации могут быть соответствующим образом определены, исходя из того, что X-координата и Z-координата положения излучающей антенны 101 являются такими же, как, соответственно, X-координата и Z-координата положения приемной антенны 102.

[0200]

Например, элементы, уравнения, переменные и тому подобное, представленные в настоящем варианте осуществления, можно применить к излучающей антенне 101, приемной антенне 102, схеме 103 обработки информации, функциям поля рассеяния, функциям визуализации, параметрам и тому подобное, представленным в вышеупомянутой базовой конфигурации и основах работы.

[0201]

Функция поля рассеяния, функции визуализации и тому подобное, представленные в настоящем варианте осуществления, можно применять в модифицированной форме, при необходимости. Например, можно применить другие формулы, которые имеют, по существу, такое же содержание, как вышеописанные формулы, и можно применить другие формулы, которые выведены на основе вышеописанных теоретических положений.

[0202]

Фиг. 15 является схематическим изображением, поясняющим подробную конфигурацию устройства 100 томографии на рассеянном излучении, показанного на фиг. 13.

[0203]

Излучающая антенна 101 и приемная антенна 102 устройства 100 томографии на рассеянном излучении, показанного на фиг. 13, могут входить в состав мультистатической антенной решетки 1008. Схема 103 обработки информации устройства 100 томографии на рассеянном излучении, показанного на фиг. 13, может соответствовать одному или более из множества элементов, показанных на фиг. 15. В частности, например, схема 103 обработки информации может соответствовать вычислительному устройству 1005 для обработки сигналов. Дисплей 104, показанный на фиг. 13, может соответствовать устройству 1006 контроля сигналов.

[0204]

Микроволновый сигнал, применяемый в устройстве 100 томографии на рассеянном излучении, является сигналом псевдослучайной временной последовательности (псевдошумовым кодом (PN-кодом)) с частотной составляющей от DC (0 Гц) до 20 ГГц. Данный сигнал выдается платой 1002 программируемой логической интегральной схемы (FPGA) для генерации PN-кода. В частности, существуют два типа данного сигнала. Сигнал одного типа (гетеродинный сигнал (LO-сигнал)) передается в схему РЧ-обнаружения (плату РЧ-обнаружения 1007) через цепь задержки (плату 1003 цифрового управления).

[0205]

Сигнал другого типа (радиочастотный сигнал (РЧ-сигнал)) передается в и излучается излучающую(ей) микроволновую(ой) сверхширокополосную(ой) (UWB-) антенну(ой) мультистатической антенной решетки 1008. Сигналы рассеянных микроволн принимаются приемной UWB-антенной мультистатической антенной решетки 1008 и передаются в схему РЧ-обнаружения (плату РЧ-обнаружения 1007). При этом, сигналы, подлежащие излучению и приему, пропускаются через селекторный переключатель антенных элементов (радиочастотный переключатель (РЧ-переключатель) 1004 UWB-антенны).

[0206]

Сигнал, подлежащий задержке, (LO-сигнал) задерживается на умноженный на 1/2ⁿ (n является целым числом больше 2) интервал времени, который требуется для изменения значения PN-кода. Детектированный сигнал подвергается аналого-цифровому (АЦ) преобразованию в вычислительном устройстве 1005 для обработки сигналов в качестве сигнала промежуточной частоты (ПЧ-сигнала) и сохраняется. Информация, показывающая детектированный сигнал, может отображаться на устройстве 1006 контроля сигналов.

[0207]

Управление временной привязкой упомянутой последовательности операций выполняется микропроцессором на плате 1003 цифрового управления таким образом, чтобы обеспечивать синхронизацию с сигналом (сигналом дальности или свободно распространившимся сигналом) из дальномера 1001. Например, микропроцессор на плате 1003 цифрового управления передает сигнал переключения, сигнал запуска PN-кода и подобные сигналы.

[0208]

Вычислительное устройство 1005 для обработки сигналов выполняет трехмерную реконструкцию с использованием сигналов, подвергнутых АЦ-преобразованию и сохраненных в памяти, и отображает трехмерные изображения. Вычислительное устройство 1005 для обработки сигналов может также выполнять калибровку сигналов. Вычислительное устройство 1005 для обработки сигналов может также отображать исходную форму волнового импульса.

[0209]

Например, вычислительное устройство 1005 для обработки сигналов сохраняет множество трехмерных изображений в памяти 1009 посредством сохранения трехмерного изображения, полученного при каждом измерении, в памяти 1009. Эти трехмерные изображения соответствуют вышеописанным измеренным изображениям временного ряда. Вычислительное устройство 1005 для обработки сигналов использует упомянутые трехмерные изображения, чтобы сформировать окончательное вероятностное изображение опухоли, и отображает сформированное вероятностное изображение опухоли на устройстве 1006 контроля сигналов или подобном устройстве.

[0210]

Следует отметить, что конфигурация, изображенная на фиг. 15, является всего лишь одним примером; конфигурация устройства 100 томографии на рассеянном излучении не ограничивается конфигурацией, изображенной на фиг. 15. Некоторые элементы в конфигурации, изображенной на фиг. 15, можно исключать или видоизменять.

[0211]

Дополнительная информация

Выше в данном документе, на примере варианта осуществления описан аспект устройства томографии на рассеянном излучении, но аспекты устройства томографии на рассеянном излучении не ограничены данным вариантом осуществления. В данный вариант осуществления можно вносить различные модификации, очевидные для специалистов в данной области техники, и элементы в данном варианте осуществления можно объединять произвольным образом. Например, процесс, выполняемый конкретным элементом в варианте осуществления, может вместо него выполняться другим элементом. Кроме того, порядок процессов обработки данных можно изменять, и процессы могут выполняться параллельно.

[0212]

Хотя в вышеприведенном описании представлен пример распознавания между дольками и опухолями в молочной железе при микроволновой маммографии, применение устройства томографии на рассеянном излучении, представленного в варианте осуществления, не ограничивается данным примером. Устройства томографии на рассеянном излучении могут выделять персистирующие элементы в объекте, не разрушая объект, и могут применяться для других объектов и других элементов, между которыми существует взаимосвязь, подобная взаимосвязи между молочной железой и опухолью.

[0213]

Способ томографии на рассеянном излучении, включающий в себя этапы, выполняемые элементами, содержащимися в устройстве томографии на рассеянном излучении, может выполняться произвольным устройством или системой. Например, способ томографии на рассеянном излучении частично или полностью может выполняться компьютером, включающим в себя, например, процессор, память и схему ввода/вывода. В таких случаях, способ томографии на рассеянном излучении может выполняться программой для назначения компьютеру задачи выполнять способ томографии на рассеянном излучении, выполняемый компьютером.

[0214]

Программа может быть записана на долговременном компьютерно-читаемом носителе информации.

[0215]

Каждый из элементов устройства томографии на рассеянном излучении может быть сконфигурирован в форме специализированной аппаратуры, в форме универсальной аппаратуры, которая выполняет вышеупомянутую программу, или чего-то подобного, или любой их комбинации. Например, универсальная аппаратура может быть сконфигурирована в форме памяти, на которой записана программа, и универсального процессора, который считывает программу из памяти и выполняет программу. В данном случае, память может быть полупроводниковой памятью или жестким диском, и универсальный процессор может быть центральным процессором (CPU) или чем-то подобным.

[0216]

Специализированная аппаратура может быть сконфигурирована в форме памяти и специализированного процессора или чего-то подобного. Например, специализированный процессор может обращаться к памяти для записи измерительных данных и выполнять вышеописанный способ томографии на рассеянном излучении.

[0217]

Каждый из элементов устройства томографии на рассеянном излучении может быть электрической схемой. Электрические схемы могут совместно формировать единую электрическую схему и, в альтернативном варианте, могут формировать отдельные электрические схемы. Данные электрические схемы могут соответствовать специализированной аппаратуре или универсальной аппаратуре, которая выполняет, например, вышеупомянутую программу.

[Промышленная применимость]

[0218]

Один аспект настоящего изобретения может найти применение в виде устройства томографии на рассеянном излучении и подобного устройства, который(ое) формирует изображение внутренней структуры объекта с использованием рассеянных волн от радиоволн, и может быть применимо, например, при геофизической разведке или медицинской диагностике.

[Перечень позиций]

[0219]

100 устройство томографии на рассеянном излучении

101 излучающая антенна

102 приемная антенна

103 схема обработки информации

104 дисплей

401 антенная решетка

1001 дальномер

1002 плата FPGA для генерации PN-кода

1003 плата цифрового управления

1004 радиочастотный переключатель (РЧ-переключатель) UWB-антенны

1005 вычислительное устройство для обработки сигналов

1006 устройство контроля сигналов

1007 плата РЧ-обнаружения

1008 мультистатическая антенная решетка

1009 память.

Изобретение относится к устройствам томографии на рассеянном излучении. Технический результат заключается в обеспечении возможности формировать реконструированное изображение, представляющее персистирующие элементы в объекте с использованием рассеянных волн от радиоволн. Устройство включает в себя излучающую антенну, которая излучает радиоволны внутрь объекта, приемную антенну, которая принимает, снаружи объекта, рассеянные волны от радиоволн и схему обработки информации, которая получает результаты измерения в течение множества дней и формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта, на основании результатов измерений. Схема обработки информации вычисляет функцию поля рассеяния для каждого из результатов измерений, вычисляет функцию визуализации для каждого из результатов измерений, формирует промежуточные изображения для результатов измерений и формирует реконструированное изображение посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях, с использованием логической конъюнкции. 6 н. и 6 з.п. ф-лы, 42 ил.

1. Устройство томографии на рассеянном излучении, содержащее:

излучающую антенну, которая излучает радиоволны извне объекта внутрь объекта;

приемную антенну, которая принимает, снаружи объекта, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта излучающей антенной; и

схему обработки информации, которая получает результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений,

при этом схема обработки информации:

вычисляет, для каждого из результатов измерений, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функцию поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема;

вычисляет, для каждого из результатов измерений, функцию визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется на основе величины, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема;

формирует промежуточное изображение для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и

формирует реконструированное изображение посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции, и

при этом схема обработки информации формирует реконструированное изображение с использованием P_N(r)=b₁(r) ˄ b₂(r) ˄ … ˄ b_N(r), где P_N(r) является реконструированным изображением, r представляет положение, N является общим числом промежуточных изображений, b_i является функцией визуализации, где i имеет значения от 1 до N, и ˄ означает логическую конъюнкцию.

2. Устройство томографии на рассеянном излучении, содержащее:

излучающую антенну, которая излучает радиоволны извне объекта внутрь объекта;

приемную антенну, которая принимает, снаружи объекта, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта излучающей антенной; и

схему обработки информации, которая получает результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений,

при этом схема обработки информации:

вычисляет, для каждого из результатов измерений, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функцию поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема;

вычисляет, для каждого из результатов измерений, функцию визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется на основе величины, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема;

формирует промежуточное изображение для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и

формирует реконструированное изображение посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции, и

при этом схема обработки информации:

формирует промежуточное изображение на основании функции визуализации и коэффициента диффузии; и

при формировании промежуточного изображения, увеличивает пространственную область размывания интенсивности изображения в местоположении, подлежащем визуализации в промежуточном изображении, когда коэффициент диффузии увеличивается.

3. Устройство томографии на рассеянном излучении по п. 2,

в котором схема обработки информации формирует реконструированное изображение с использованием P_N(r)=e^vΔb₁(r) ˄ e^vΔb₂(r) ˄ … ˄ e^vΔb_N(r), где P_N(r) является реконструированным изображением, r представляет положение, N является общим числом промежуточных изображений, b_i является функцией визуализации, где i имеет значения от 1 до N, e^˅Δb_i(r) является промежуточным изображением, где i имеет значения от 1 до N, v является коэффициентом диффузии, Δ является двумерным оператором Лапласа, соответствующим двум направлениям, по которым происходит сдвиг в измерении рассеянных волн, и ˄ означает логическую конъюнкцию.

4. Устройство томографии на рассеянном излучении по п. 3,

в котором схема обработки информации вычисляет e^vΔb_i(r) посредством вычисления Фурье-преобразования b_i(r), умножения результата Фурье-преобразования на exp(-v(k_x²+k_y²)) и вычисления обратного Фурье-преобразования результата умножения на exp(-v(k_x²+k_y²)), где k_x и k_y в exp(-v(k_x²+k_y²)) являются двумя волновыми числами, соответствующими двум направлениям b_i.

5. Устройство томографии на рассеянном излучении по любому из пп. 2-4,

в котором коэффициент диффузии определяется как значение, пропорциональное среднеквадратичной погрешности положений измерения рассеянных волн.

6. Устройство томографии на рассеянном излучении по любому из пп. 2-4,

в котором коэффициент диффузии определяется как значение, равное среднеквадратичной погрешности положений измерения рассеянных волн.

7. Устройство томографии на рассеянном излучении по любому из пп. 2-4,

в котором коэффициент диффузии определяется равным нулю.

8. Устройство томографии на рассеянном излучении по любому из пп. 2-4,

в котором коэффициент диффузии определяется как значение больше нуля.

9. Устройство томографии на рассеянном излучении, содержащее:

излучающую антенну, которая излучает радиоволны извне объекта внутрь объекта;

приемную антенну, которая принимает, снаружи объекта, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта излучающей антенной; и

схему обработки информации, которая получает результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формирует реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений,

при этом схема обработки информации:

вычисляет, для каждого из результатов измерений, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функцию поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема;

вычисляет, для каждого из результатов измерений, функцию визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется на основе величины, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема;

формирует промежуточное изображение для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и

формирует реконструированное изображение посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции,

причем в трехмерном пространстве X-координат, Y-координат и Z-координат, X-координата и Z-координата положения излучающей антенны идентичны, соответственно, X-координате и Z-координате положения приемной антенны,

функция поля рассеяния определяется как:

[выражение 1]

где x является X-координатой положения излучения и положения приема, y₁ является Y-координатой положения излучения, y₂ является Y-координатой положения приема, z является Z-координатой положения излучения и положения приема, k означает волновое число радиоволн, и k_x, k_y1 и k_y2 в функции поля рассеяния являются волновыми числами, соответствующими x, y₁ и y₂ в функции поля рассеяния, соответственно,

a(k_x, k_y1, k_y2) определяется как:

[выражение 2]

где I является индексом положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна, x_I является X-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна, и z_I является Z-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна,

[выражение 3]

представляет Фурье-образ, связанный с y₁, y₂, и t в Φ(x, y₁, y₂, t), выражающем результат измерения при x, y₁, y₂ и t, и

функция визуализации определяется как:

[выражение 4]

где x, y и z в функции визуализации являются, соответственно, X-координатой, Y-координатой и Z-координатой местоположения, подлежащего визуализации.

10. Способ томографии на рассеянном излучении, содержащий этапы, на которых:

излучают излучающей антенной радиоволны извне объекта внутрь объекта;

принимают снаружи объекта, посредством приемной антенны, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта посредством излучающей антенны; и

получают результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формируют реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений,

при этом этапы получения результатов измерений и формирования реконструированного изображения включают в себя:

вычисление, для каждого из результатов измерения, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функции поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема;

вычисление, для каждого из результатов измерения, функции визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется на основе величины, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема;

формирование промежуточного изображения для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и

формирование реконструированного изображения посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции, и

при этом реконструированное изображение формируется с использованием P_N(r)=b₁(r) ˄ b₂(r) ˄ … ˄ b_N(r), где P_N(r) является реконструированным изображением, r представляет положение, N является общим числом промежуточных изображений, b_i является функцией визуализации, где i имеет значения от 1 до N, и ˄ означает логическую конъюнкцию.

11. Способ томографии на рассеянном излучении, содержащий этапы, на которых:

излучают излучающей антенной радиоволны извне объекта внутрь объекта;

принимают снаружи объекта, посредством приемной антенны, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта посредством излучающей антенны; и

получают результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формируют реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений,

при этом этапы получения результатов измерений и формирования реконструированного изображения включают в себя:

вычисление, для каждого из результатов измерения, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функции поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема;

вычисление, для каждого из результатов измерения, функции визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется на основе величины, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема;

формирование промежуточного изображения для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и

формирование реконструированного изображения посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции,

причем промежуточное изображение формируется на основании функции визуализации и коэффициента диффузии; и

при формировании промежуточного изображения, пространственная область размывания интенсивности изображения в местоположении, подлежащем визуализации в промежуточном изображении, увеличивается, когда коэффициент диффузии увеличивается.

12. Способ томографии на рассеянном излучении, содержащий этапы, на которых:

излучают излучающей антенной радиоволны извне объекта внутрь объекта;

принимают снаружи объекта, посредством приемной антенны, рассеянные волны от радиоволн, излучаемых внутрь объекта посредством излучающей антенны; и

получают результат измерения рассеянных волн в каждый из множества дней, назначенных для получения результатов измерений в течение множества дней, и формируют реконструированное изображение, представляющее персистирующий элемент внутри объекта на основании результатов измерений,

при этом этапы получения результатов измерений и формирования реконструированного изображения включают в себя:

вычисление, для каждого из результатов измерения, причем с использованием результата измерения в качестве граничного условия, функции поля рассеяния, которая принимает положение излучения радиоволн и положение приема рассеянных волн в качестве входных данных и выдает величину рассеянных волн в положении приема;

вычисление, для каждого из результатов измерения, функции визуализации, которая принимает местоположение, подлежащее визуализации, в качестве входных данных и выдает интенсивность изображения в местоположении, подлежащем визуализации, и определяется на основе величины, выведенной из функции поля рассеяния в ответ на ввод местоположения, подлежащего визуализации, в функцию поля рассеяния в виде положения излучения и положения приема;

формирование промежуточного изображения для каждого из результатов измерений на основании функции визуализации, чтобы сформировать промежуточные изображения для результатов измерений; и

формирование реконструированного изображения посредством вычисления минимального значения интенсивности изображения в каждом положении в промежуточных изображениях с использованием логической конъюнкции,

причем в трехмерном пространстве X-координат, Y-координат и Z-координат, X-координата и Z-координата положения излучающей антенны идентичны, соответственно, X-координате и Z-координате положения приемной антенны,

функция поля рассеяния определяется как:

[выражение 5]

где x является X-координатой положения излучения и положения приема, y₁ является Y-координатой положения излучения, y₂ является Y-координатой положения приема, z является Z-координатой положения излучения и положения приема, k означает волновое число радиоволн, и k_x, k_y1 и k_y2 в функции поля рассеяния являются волновыми числами, соответствующими x, y₁ и y₂ в функции поля рассеяния, соответственно,

a(k_x, k_y1, k_y2) определяется как:

[выражение 6]

где I является индексом положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна, x_I является X-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна, и z_I является Z-координатой положения излучения и положения приема, в котором находятся излучающая антенна и приемная антенна,

[выражение 7]

представляет Фурье-образ, связанный с y₁, y₂, и t в Φ(x, y₁, y₂, t), выражающем результат измерения при x, y₁, y₂ и t, и

функция визуализации определяется как:

[выражение 8]

где x, y и z в функции визуализации являются, соответственно, X-координатой, Y-координатой и Z-координатой местоположения, подлежащего визуализации.