ES2627031T3

ES2627031T3 - Sistema relativo al examen de un objeto

Info

Publication number: ES2627031T3
Application number: ES07748164.6T
Authority: ES
Inventors: Mikael Persson; Andreas Fhager; Parham Hashemzadeh
Original assignee: MEDFIELD DIAGNOSTICS AB
Current assignee: MEDFIELD DIAGNOSTICS AB
Priority date: 2006-05-22
Filing date: 2007-05-22
Publication date: 2017-07-26
Anticipated expiration: 2027-05-22
Also published as: WO2007136334A1; EP2020915B1; EP2020915A4; PL2020915T3; US20100067770A1; EP2020915A1; US8724864B2

Abstract

Un sistema (100, 300) para el examen no agresivo de estructuras internas de un objeto mediante la producción de imágenes dieléctricas utilizando mediciones de reflexión y transmisión usando radiación de microondas, comprendiendo el sistema (300) una agrupación de antenas (110, 210, 310) que rodean una región de interés para el examen, un transceptor (120, 320) de micro-ondas para medir campos electromagnéticos reflejados y transmitidos, un módulo informático (130, 330) para recibir la radiación detectada y para tratar datos en base a la citada radiación detectada, estando además dicho módulo informático (130; 330) configurado para ejecutar un procedimiento de reconstrucción utilizado para calcular una imagen del perfil dieléctrico bajo detección, caracterizado por que dicho procedimiento de reconstrucción comprende un cálculo de gradiente que utiliza valores a priori de tejidos dieléctricos típicos que se espera encontrar en la imagen, en el que se determina un nivel de umbral en el gradiente y a todos los puntos en el espacio donde un valor de gradiente está por encima del valor de umbral les son asignados los valores dieléctricos a priori.

Description

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DESCRIPCION

Sistema relativo al examen de un objeto Campo tecnico de la invencion

La presente invencion se refiere a un sistema para examinar de manera no agresiva estructuras internas de un objeto usando radiacion de micro-ondas.

Antecedentes de la invencion

El cancer de pecho es un problema de salud serio para las mujeres en todo el mundo. El cancer de pecho es en todo el mundo la segunda forma mas comun de cancer, con aproximadamente 1,15 millones de nuevos casos diagnosticados en el ano 2002. Un diagnostico relativamente favorable, en comparacion con otras formas de cancer, dio lugar a 410.000 muertes aproximadamente el mismo ano, de acuerdo con las estadfsticas de cancer publicadas por D. M. Parkin, F. Bray, J. Ferlay y P. Pisani, tituladas “Estadfsticas globales de cancer, 2002”, en CA: Una revista de cancer para medicos, vol. 55, pp. 74-108, marzo de 2005. Esta cifra motiva las investigaciones en todo el mundo en varios campos de deteccion de tumores, diagnosticos y tratamiento. En el proceso de diagnostico, ha llegado a jugar un rol importante la generacion de imagenes del cancer maligno de pecho. Especialmente se utiliza de manera extensiva la mamograffa de rayos-X, incluso aunque tiene algunos problemas, principalmente debido al contraste entre el tumor y el tejido circundante, que puede ser con frecuencia tan bajo como un pequeno porcentaje. Es por lo tanto de gran interes desarrollar tecnicas alternativas o complementarias de formacion o generacion de imagenes. Estos metodos deben ser de preferencia relativamente baratos, faciles de usar y deben producir imagenes en tiempo real.

Actualmente, el tratamiento del cancer de pecho se realiza sobre la base de que un diagnostico temprano, es decir, cuando el tumor es pequeno, es crucial para el exito del tratamiento y es importante para el mdice de supervivencia a largo plazo. Michaelson et al, “Prediccion de Supervivencia de Pacientes con Carcinoma de Pecho usando el Tamano del Tumor”, publicado en Cancer, vol. 95, pp. 713-723, agosto de 2002, han realizado un analisis de supervivencia y desarrollado una formula de estimacion de la probabilidad de supervivencia basada en el tamano del tumor. Sus investigaciones muestran que la probabilidad de supervivencia para pacientes de cancer de pecho esta relacionada directamente con el tamano del tumor en el momento del diagnostico.

En el proceso de diagnosis del cancer de pecho maligno, la formacion de imagenes ha jugado un papel importante. Especialmente, se usa la mamograffa de rayos-X ampliamente, ya que cumple la mayoffa de los requisitos en un buen metodo de formacion de imagenes. Estos requisitos son que debe tener elevadas especificidad y sensibilidad a los tumores malignos, no debe ocupar grandes cantidades de mano de obra o tiempo y debe ser no agresiva, no danina y de coste conveniente.

En muchos programas de proteccion, la mamograffa de rayos-X ha mostrado reducir la mortalidad del cancer de pecho y actualmente es el metodo de examen de rutina para la generacion de imagenes de cancer de pecho. Es bien reconocida y admitida por su capacidad de detectar y caracterizar tumores de pecho. Desafortunadamente, existen algunas limitaciones importantes, tales como elevado mdice de deteccion positiva falsa o equivocada. Existen informes que indican un mdice de deteccion positiva equivocada de 2,6-15,9%, es decir, que el mamograma muestra una estructura que es interpretada de manera inapropiada como un tumor. Las mismas publicaciones tambien concluyen que la variacion es fuertemente dependiente de la experiencia de la radiologfstica. Existen tambien estimaciones de que los tumores malignos se encuentran en 10-50% de los pacientes para los que se realiza biopsia de pecho en los resultados del mamograma.

El mdice negativo equivocado es tambien significativo y se informa que es de 4 a 34%, dependiendo de la definicion de un mamograma negativo equivocado. Tambien aqrn se ha comprobado que la experiencia de la radiologfstica y la poblacion seleccionada para el estudio influyen fuertemente en el mdice de porcentaje estimado. En general, se considera que aproximadamente no son detectados de 5 a 15% de los canceres de pecho malignos. Una contribucion importante a estos numeros resulta de la dificultad en la generacion de imagenes de pechos radiograficamente densos, que contienen una gran cantidad de tejido fibro-glandular. Aproximadamente 25% de todas las mujeres, especialmente mujeres jovenes, tienen este tipo de pecho y juegan aqrn un papel mas importante otros metodos de generacion de imagenes que la mamograffa de rayos-X. Una de las razones para fallar en la deteccion de algunos tumores con la tecnica de mamograffa de rayos-X puede ser atribuida al bajo contraste entre el tumor y el tejido circundante. Esto es especialmente evidente en el pecho radiograficamente denso, que contiene grandes cantidades de tejido glandular y fibroso, con similar atenuacion de rayos-X como la lesion.

Para la seguridad y la comodidad del paciente, hay pocos inconvenientes adicionales con la mamograffa de rayos-X. Entre pacientes se ve algunas veces como un examen incomodo y doloroso debido a la necesidad de compresion del pecho. La exposicion de pacientes a la radiacion de ionizacion sobre una base regular dentro de programas de proteccion de mamograffa, no es tampoco completamente satisfactoria. Incluso si la dosis de radiacion se mantiene muy baja, existe el riesgo de que la exposicion repetida a los rayos-X induzca la aparicion de carcinoma en el pecho.

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Existen metodos complementary de generacion de imagenes que evitan la radiacion de ionizacion y la incomoda compresion del pecho. Los mas importantes son la generacion de imagenes de ultrasonidos y la generacion de imagenes de resonancia magnetica mejorada (MRI). Ninguno de estos metodos es apropiado para, o ha sido usado en, un programa de proteccion de masa, aunque son en algunos casos utiles posteriormente en el proceso de diagnostico de cancer maligno de pecho, y para la evaluacion de pechos densos. Otros metodos, tales como tomograffa computada de rayos-X, angiograffa de substraccion digital, diafanograffa y generacion de imagenes usando radio nuclidos, solo tienen un pequeno rol actualmente en el examen de cancer de pecho.

El documento US 2006/058606 A1 describe un sistema de acuerdo con el preambulo de las reivindicaciones independientes.

Compendio de la invencion

Siguiendo la explicacion anterior, se puede concluir que existe campo para desarrollar metodos complementarios y/o alternativos de generacion de imagenes. Debido a informes acerca de propiedades dielectricas ventajosas del pecho en comparacion con las propiedades de tejido maligno a frecuencias de micro-ondas, se ha declarado que la generacion de imagenes de micro-ondas sena un metodo prometedor. El metodo esta actualmente bajo interes creciente y tiene el potencial de cumplir muchos de los criterios que caracterizan un buen metodo de generacion de imagenes. Es evitada la radiacion de ionizacion, como lo es la incomoda compresion del pecho. Debido al contraste dielectrico relativamente grande, a frecuencias de micro-ondas, entre tumores y tejido sano, tiene el potencial de ser tanto sensible como espedfico para tumores pequenos. No sena tampoco tan caro como la generacion de imagenes de resonancia magnetica y se espera que el examen sea muy rapido.

Breve descripcion de los dibujos

En lo que sigue se describe la invencion con referencia a varias realizaciones ejemplares, ilustradas esquematicamente en los dibujos adjuntos, en los cuales:

La figura 1 es bosquejo esquematico del sistema de tomograffa de micro-ondas de acuerdo con la presente invencion.

La figura 2 es un bosquejo esquematico de una estructura portadora de acuerdo con la presente invencion.

La figura 3 es un bosquejo esquematico del sistema de generacion de imagenes completo y de sus componentes principales.

La figura 4 muestra valores de permitividad medidos para tejido de pecho sano (inferior) y tejido de tumor (medio).

La figura 5 muestra valores de conductividad medidos para tejido de pecho sano (inferior) y tejido de tumor (medio).

La figura 6 muestra una reconstruccion de dos tumores en el pecho con el metodo de reconstruccion de acuerdo con la presente invencion. El objeto original se puede ver en la figura 8.

La figura 7 muestra una reconstruccion del mismo caso de la figura 6, pero usando un metodo de reconstruccion convencional. El objeto original se puede ver en la figura 8.

La figura 8 muestra el objeto original usado para demostrar las capacidades de resolucion del nuevo metodo de reconstruccion.

La figura 9 es un diagrama de flujo en un metodo de acuerdo con la presente descripcion; y La figura 10 es un diagrama de flujo en un metodo de acuerdo con la presente invencion.

Descripcion de la invencion

El objetivo de esta invencion es proporcionar un sistema para la generacion de imagenes de pechos de hembras, pero tambien de otros tipos de tejidos biologicos. El sistema generara imagenes si lo permiten las propiedades dielectricas del tejido. Las propiedades dielectricas de interes son la permitividad y la conductividad del tejido, determinadas a las frecuencias correspondientes al contenido espectral de la radiacion de micro-ondas usada para el procedimiento de generacion de imagenes. Las mediciones de transmision y reflexion, donde los transmisores/receptores estan situados en un lfmite que rodea total o parcialmente el objetivo, se usan en un metodo de computacion o calculo para recuperar las propiedades dielectricas internas del pecho. Pueden ser utilizadas las mediciones de radiacion de micro-ondas de banda ancha y frecuencias en el intervalo de aproximadamente 100 MHz a aproximadamente 3 GHz o superiores.

La invencion se define en las reivindicaciones adjuntas.

Un aspecto de la invencion se refiere a un sistema de medicion en el que es transmitida la radiacion de micro-ondas utilizada para la generacion de imagenes y, despues de la dispersion por y dentro del tejido bajo investigacion,

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detectada de nuevo por receptores de micro-ondas. La idea fundamental de esta innovacion es que las medicines de dispersion de micro-ondas se hacen a un gran numero de frecuencias y que el tensor dielectrico completo es reconstruido mediante medicion y procesamiento en los componentes de la radiacion de polarizacion cruzada del metodo de reconstruccion de imagenes. El sistema 100, ilustrado en la figura 1, consiste en tres componentes principales, el sistema de antenas 110, la unidad 120 de transmision/recepcion de micro-ondas y la unidad 130 de tratamiento de datos. En esta figura se muestra un ejemplo de una agrupacion de antenas configurada como una agrupacion circular de monopolos. Se podnan usar tambien otros tipos de antenas y otras configuraciones de agrupacion, y se incluyen en la presente invencion. En caso de realizacion de mediciones de polarizacion cruzada con monopolos, tambien es necesario que las antenas puedan recibir componentes de campo polarizados horizontalmente. Una posible solucion a esto es montar antenas monopolos alineadas horizontalmente ademas de los monopolos alineados verticalmente. Podnan ser usados tambien, por ejemplo, dipolos montados en cruz o diferentes tipos de antenas de conexion provisional. El hardware de transmision/recepcion de micro-ondas esta disenado para medir un gran numero de componentes de frecuencia en el intervalo de frecuencias de interes. El numero de componentes puede estar en el intervalo desde uno hasta varios miles.

Para las mediciones, la agrupacion de antenas esta montada por debajo de un orificio en un lecho de tal manera que el paciente puede estar situado en posicion prono con el pecho pendiente dentro de la agrupacion de antenas, y las mediciones se pueden hacer donde la radiacion de micro-ondas es transmitida hacia el tejido y la radiacion dispersa puede ser recogida por los receptores. Para acoplamiento mejorado de la radiacion electromagnetica hacia dentro de la parte del cuerpo, es necesario utilizar un fluido de acoplamiento. Esto significa que las antenas estan montadas en un tanque para el fluido y que el pecho esta situado pendiendo en el fluido.

Otro aspecto de esta invencion se refiere a una configuracion y diseno especializados del sistema de antenas utilizado para las mediciones de transmision/reflexion de, por ejemplo, el pecho. Este es un nuevo diseno del sistema de antenas que optimizara la comodidad del paciente en el momento del examen. En este diseno las antenas estan montadas en el tejido de un sujetador dedicado, disenado para contener y soportar las antenas. El diseno principal de un tal sujetador esta bosquejado en la figura 2, que es un bosquejo esquematico de una estructura portadora 200, formada como un sujetador para examen del pecho, con las antenas 210 montadas dentro del sujetador. El sujetador es visto desde detras y los cuadrados negros representan las antenas 210. Las antenas podnan ser dipolos, antenas de conexion provisional o cualquier otro tipo de antenas. Se pueden usar tambien otras prendas para soportar las antenas, cuando son examinadas otras partes del cuerpo.

Las antenas pueden estar orientadas arbitrariamente unas con respecto a otras. En el examen, el paciente usana simplemente el sujetador mientras se hacen las mediciones. Con esta configuracion de antenas, cierto numero de antenas estan rodeando los pechos y su posicion y su orientacion exactas tienen que ser conocidas o determinadas de otro modo antes de que pueda ser recuperada la imagen de las propiedades dielectricas internas. Las antenas pueden ser, por ejemplo, antenas flexibles de conexion provisional sobre un substrato que pueda ser unido de manera facil interiormente, en el tejido o exteriormente al sujetador. Otros ejemplos de alternativas que se pueden usar son antenas de dipolo o antenas de bocina cargadas dielectricamente. Sin embargo, el presente sistema de antenas no esta limitado al uso de un sujetador para la generacion de imagenes de pecho, sino que se podna usar una prenda arbitraria para la generacion de imagenes o tratamiento de hipertermia de cualquier parte del cuerpo. Para el metodo de reconstruccion de imagenes en el que el sistema de antenas tiene que ser modelado exactamente, es necesario conocer la posicion y la orientacion de cada antena individual. Esta informacion puede ser obtenida, por ejemplo, por mediciones de transmision de micro-ondas de banda ancha entre antenas proximas. Un metodo para realizar esto es el metodo de POCS descrito, por ejemplo, por A. Hero y D. Blatt, “Localizacion de fuente de red de sensores a traves de proyeccion sobre conjuntos convexos (POCS)”, en procedimientos de IEEE International Conference on Acoustics, Speech and Signal Processing, 2005, Filadelfia, 2005, o los metodos APOCS descritos por D. Blatt y A. Hero, “APOCS: Un metodo de localizacion rapida de fuente convergente de redes de sensores”, en procedimientos de IEEE Workshop on Statistical Processing, Burdeos, 2005. Para obtener exactitud suficientemente elevada en el posicionamiento, es necesario tambien usar cierto numero de antenas externas que sirvan como antenas de referencia. Las posiciones de estas antenas tienen que ser determinadas y verificadas por mediciones independientes de tal manera que las antenas en el interior del sujetador puedan estar posicionadas con respecto a estas antenas externas. Una alternativa al uso de una agrupacion de antenas flexible, en la que las antenas individuales pueden moverse unas con respecto a otras, es el uso de un sujetador fijo con las antenas montadas en posiciones fijas. De esta manera las posiciones y la orientacion de las antenas permaneceran constantes y de ese modo es suficiente determinar las posiciones de las antenas cuando la agrupacion de antenas es fabricada una vez por todas. Para adaptarse a todos los pacientes individuales, con pecho que puede variar ampliamente de tamano de paciente a paciente, sera, por el contrario, necesario utilizar varios sujetadores de tamanos diferentes. Otra ventaja de este sujetador es que proporciona una ligera fijacion del pecho durante las mediciones, reduciendo con ello el efecto de aberraciones de movimiento. El sistema de antenas esta ademas soportado con equipo para realizar y controlar las mediciones y una unidad de tratamiento de datos que contiene hardware informatico utilizado para ejecutar el metodo de reconstruccion de imagenes. Los componentes principales de un tal diseno de sistema 300 se muestran en la figura 3, que comprende la agrupacion de antenas 310, un modulo transceptor 320 de RF, una unidad de ordenador 330, pantalla 340 y acelerador 350 de FDTD. La agrupacion de antenas esta conectada a un modulo transceptor de micro-ondas que esta transmitiendo/recibiendo la radiacion electromagnetica a/desde las antenas. Con este equipo, las mediciones se realizan a frecuencias unicas,

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una cada vez, en el intervalo de frecuencias deseado. Se usa un PC (unidad de ordenador) para controlar las mediciones de micro-ondas, reconstruir la imagen y para visualizar los resultados. El sujetador de antenas podna tambien ser sustituido por un sistema de antenas como se muestra en la figura 1.

Otro aspecto de esta invencion se refiere al metodo de reconstruccion de imagenes que, basado en las mediciones, reconstruye matematicamente las propiedades dielectricas del tejido interno del pecho. Las mediciones en esta aplicacion son hechas, como ya se ha mencionado, sobre una gran banda de frecuencias, que puede estar comprendida entre 100 MHz y 3 GHz o mas, con mediciones a frecuencias individuales de varios cientos o hasta varios miles. La razon es que mas componentes de frecuencia en las mediciones podnan contribuir a reconstrucciones mas exactas en comparacion a cuando se utiliza solo una o unas pocas componentes de frecuencia. Esto podna, a su vez, hacer mas exacta la identificacion de diferentes estructuras internas dentro del pecho y, en consecuencia, podna hacerse de manera mas exacta el diagnostico de posibles tumores. En el software de reconstruccion de imagenes se utiliza un modelo informatico basado en un dispositivo solucionador en dominio de tiempo para ecuaciones de Maxwell, en el presente caso el modelo de FDTD, pero se podnan usar otros modelos, tales como FEM o MOM. De ese modo, los datos de medicion obtenidos a varias frecuencias individuales tienen que ser convertidos de dominio de frecuencia en dominio de tiempo por medio de una transformacion de Fourier. Cuando han sido sintetizados impulsos a partir de los datos de medicion, se puede hacer la comparacion del modelo informatico o de calculo del sistema de generacion de imagenes, y la diferencia entre las senales se puede usar para actualizar la reconstruccion. Matematicamente, esto se hace definiendo un coste funcional que contenga la diferencia entre las senales medidas y las calculadas. La actualizacion de las propiedades dielectricas, hecha en cada iteracion del metodo, se determina por diferenciacion del coste funcional con respecto a la permitividad y la conductividad. De este modo, la reconstruccion de las propiedades dielectricas internas se puede redefinir dando cada vez mejores imagenes. Una descripcion de este metodo de reconstruccion se puede encontrar, por ejemplo, en las siguientes publicaciones:

• M. Gustafsson y S. He, “Una aproximacion de optimizacion al dominio de problemas electromagneticos en dominio de tiempo bidimensionales”, Radio Sci., vol. 35, pp. 525-536, 2000.

• T. Tanaka y S. He, “Una aproximacion de FDTD al problema de dispersion inversa en dominio de tiempo para un objeto cilmdrico no homogeneo”, Microwave Opt. Technol. Lett., vol 20, pp. 72-77, 1999.

• I. T. Rekanos, “Dispersion inversa en dominio de tiempo usando multiplicadores de Lagrange: una tecnica iterativa de optimizacion basada en fdtd”. Journal of Electromagn. Waves and Appl., Vol. 17, pp. 271-289, 2003.

• A. Fhager y M. Persson, “Comparacion de dos metodos de reconstruccion de imagenes para tomograffa de micro-ondas”, Radio Science, vol. 40, Art. No. RS3017, junio de 2005.

Un ejemplo del metodo se lustra en la figura 9, y brevemente comprende los pasos de:

1. Se leen datos de medicion y se inicializa la computacion.

2. Se hacen simulaciones directas de FDTD de los sistemas.

3. Se hacen simulaciones dobles de FDTD. La fuente de activacion en este problema es la residual entre la simulacion directa de FDTD y las mediciones correspondientes.

4. Se calculan gradientes a partir de las simulaciones directas y las dobles de FDTD.

5. Se hace una busqueda en lmea en la direccion negativa del gradiente. La busqueda en lmea implica varias simulaciones de FDTD en las que la funcionalidad es evaluada y en base en estas evaluaciones se estima el punto mmimo.

6. El objeto es actualizado y se inicia el proceso desde el paso 2. Este procedimiento es iterado hasta que ha convergido el proceso de reconstruccion.

En base a la experiencia con este metodo, se puede ver que cuando la reconstruccion de un objeto se inicia apareciendo en las primeras iteraciones como un objeto que tiene un diametro significativamente mayor y propiedades dielectricas inferiores que cuando se compara con los valores dielectricos verdaderos, difiere solo poco de los valores basicos. En las siguientes iteraciones los valores dielectricos del objeto se aproximan lentamente a los valores verdaderos, al mismo tiempo que el tamano esta disminuyendo hacia el valor correcto. Cuando se forman simultaneamente imagenes de objetos con diferentes tamanos, pero con identicas propiedades dielectricas, ha sido observada una tendencia hacia objetos menores que terminan en la imagen reconstruida como teniendo valores dielectricos inferiores a los de los objetos mayores. No es posible resolver objetos menores que una cierta porcion de la longitud de onda correspondiente a la frecuencia central del impulso electromagnetico. En ese caso, si es que aparecen en la reconstruccion, los objetos tendran usualmente un tamano demasiado grande con propiedades dielectricas que no han convergido todavfa hacia los valores verdaderos de los objetos originales. La invencion

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constituye un metodo en el que para resolver los problemas anteriores, para acelerar las reconstrucciones y para permitir resolver objetos mas pequenos usando una frecuencia central dada en el impulso, es propuesta la utilizacion de un conocimiento a priori de las propiedades dielectricas de los tumores de cancer de pecho. Este enfoque puede ser justificado en base a mediciones dielectricas del tejido canceroso encontrado en varias publicaciones independientes en las que se da una imagen completamente unanime de las propiedades dielectricas en el intervalo de frecuencias de interes:

• S. S. Chaudhary, R. K. Misha, A. Swarup y J. M. Thomas, “Propiedades Dielectricas del Tejido de Pecho Humano, Normal y Maligno, a Frecuencias de Ondas de Radio y Micro-ondas”, Indian J. Biochem., vol. 21, pp. 76-79, Feb. De 1984.

• A. J. Surowiec. S. S. Stuchly, J. R. Barr, A. Swarup, “Propiedades Dielectricas del Carcinoma de Pecho y los Tejidos Circundantes”, IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 35, pp. 257-263, abril de 1988.

• W. T. Joines, Y. Zhang, C. Li y R. L. Jirtle, “Las propiedades electricas medidas de tejidos humanos normales y malignos desde 50 a 900 MHz”, Med. Phys., vol. 21, pp. 547-550, abril de 1994.

• A. M. Campbell y D. V. Land, “Propiedades dielectricas de tejido de pecho humano hembra, medidas in vitro a 3,2 GHz”, Phys. Med. Biol., vol 37, pp. 193-210, 1992.

• D. S. Yoo, “Las propiedades dielectricas de tejidos cancerosos en un modelo xenografico escueto de raton”, Bioelectromagnetics, vol. 25, pp. 492-497, 2004.

• W. T. Joines, “Absorcion Dependiente de la Frecuencia, de Energfa Electromagnetica en Tejido Biologico”, IEEE Trans. Biomed. Eng., vol. 31, pp. 17-20, enero de 1984.

• P. M. Meaney, M. W. Fanning, D. Li, S. P. Poplack y K. D. Paulsen, “Un Prototipo Clmico para la Generacion de Imagen Activa de Micro-ondas del Pecho”, IEEE Trans. Microwave Theory Tech., vol. 48, pp. 1841-1853, nov. De 2000.

• C. Gabriel, S. Gabriel y E. Corthout, “Las propiedades dielectricas de tejidos biologicos: I. Informe de Literatura”, Phys. Med. Biol., vol 41, pp. 2231-2249, 1996.

• S. Gabriel, R. W. Lau y C. Gabriel, “Las propiedades dielectricas de tejidos biologicos: II. Mediciones en el intervalo de frecuencias de 10 Hz a 20 gHz”, Phys. Med. Biol., vol. 41, pp. 2251-2269, 1996.

• S. Gabriel, R. W. Lau y C. Gabriel, “Las propiedades dielectricas de tejidos biologicos: III. Modelos parametricos para el espectro dielectrico de tejidos” Phys. Med. Biol., vol. 41, pp. 2271-2293, 1996.

Una compilacion de los resultados relativos a los datos dielectricos para el tejido de tumores y el tejido del pecho sano se puede encontrar en las figuras 4 y 5. Para realizar las reconstrucciones, el metodo puede ser descrito del siguiente modo: En primer lugar se hace la reconstruccion de acuerdo con el metodo descrito, por ejemplo, por [Gustafsson et al, 2000], [Tanaka et al, 1999], [ Rekanos et al, 2003] y [Fhager et al. 2005]. En la extension del metodo, que es una parte de la presente invencion, este paso de la reconstruccion se hace con contenido de frecuencia del impulso electromagnetico y alisamiento de la imagen reconstruida de tal manera que se obtienen solo la estructura, el tamano y las propiedades globales del pecho. En las iteraciones de proceso del procedimiento de reconstruccion, el contenido de frecuencia del impulso se aumenta, para permitir una resolucion mejorada. Los gradientes son ahora calculados del mismo modo que antes, pero despues de que se efectuara la presente nueva invencion respecto a la reconstruccion. Se determino un nivel de umbral en el gradiente y a todos los puntos del espacio donde el valor del gradiente esta por encima del valor de umbral son asignados los valores dielectricos a priori. El nivel de umbral es determinado de tal manera que se minimiza el coste funcional. En las siguientes iteraciones, los gradientes son ahora utilizados para actualizar la forma, el tamano y la situacion del(los) objeto(s). Tambien se verifico si pueden ser encontrados cualesquiera nuevos objetos. Los valores a priori no estan limitados a un numero fijo en conductividad y permitividad, sino que pueden estar tambien en un intervalo dentro del cual se pueden encontrar los valores reconstruidos. En la figura 6 se muestra una reconstruccion con esta tecnica y se compara con una reconstruccion que usa la tecnica convencional, mostrada en la figura 7. Se uso el mismo contenido de frecuencia en ambas reconstrucciones. Se pude apreciar un aumento significativo de la capacidad de resolucion. En la figura 8 se muestra el objeto original. Sin embargo, habna sido posible resolver el objeto de la figura 7 con el metodo convencional, pero en ese caso la frecuencia del campo de iluminacion tendna que ser aumentada significativamente. La invencion permite por tanto hacer la reconstruccion con frecuencias mas bajas, reduciendo asf las demandas en el equipo de medicion.

La figura 10 ilustra los pasos del metodo extendido:

1. Se leen los datos de medicion y se inicializa la computacion.

2. Se hacen simulaciones directas de FDTD de los sistemas.

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3. Se hacen simulaciones dobles de FDTD. La fuente de activacion en este problema es el residuo entre la simulacion directa de FDTD y las correspondientes mediciones.

5. Se hace una busqueda en lmea en la que se optimiza la situacion de un nivel de umbral del gradiente. Porque todo lo que esta por encima del nivel de umbral esta asociado con el objeto y a todo lo que esta por debajo se le dan las propiedades del material de base. En este proceso seran localizados nuevos objetos. En el siguiente paso se usan los mismos gradientes que se calcularon en el paso 4 en un proceso de busqueda para ver si los objetos ya encontrados estan situados en la posicion correcta o si deben ser movidos. Aqu tambien la busqueda en lmea implica varias simulaciones de FDTD en las que la funcionalidad es evaluada y en base a estas evaluaciones se estima el punto mmimo. En comparacion con el metodo original, la diferencia esta en sobre que parametros se hace la busqueda en lmea y de ese modo como son encontrados y situados los objetos. Este metodo extendido permite incluir datos a priori del objeto en el procedimiento de reconstruccion.

Todavfa otro aspecto de la invencion, se refiere al hecho de que el tejido del pecho no presente propiedades dielectricas isotropicas, en su lugar los tejidos diferentes muestran diferentes niveles de anisotropfa. Por ejemplo, puede esperarse que la grasa tenga propiedades isotropicas bastante bajas, ya que no hay estructuras direccionales en el tejido. Conductos o fibras, por ejemplo, que sean objetos alargados, mostraran, por otra parte, propiedades anisotropicas bastante fuertes. Otros tejidos tales como la piel, glandulas, vasos sangumeos, tumores, etc., tendran todos diferente comportamiento anisotropico que, juntamente con los valores reconstruidos de la permitividad y conductividad, constituyen los parametros que definen el tejido. Cuando se caracterizan los diferentes tipos de tejidos dentro del pecho, y se distinguen tumores de glandulas y otros organos ricos en sangre, este tipo de informacion es importante con el fin de efectuar un diagnostico exacto. Una medida de la anisotropfa esta dando tal importante informacion acerca del comportamiento direccional del tejido. El metodo de reconstruccion anteriormente descrito es capaz de determinar los parametros dielectricos modelados como una constante isotropica de acuerdo con las relaciones constitutivas, D=SE, J=oE. En el modelo anisotropico estas relaciones son extendidas a relaciones de matriz en las que cada uno de los componentes del campo estan relacionados de acuerdo con

D X: £•11 8 it £13 __1

Dy: = £21 8n £22 Ey

A: £31 Syi £33 A.

a: On (712 On X

: - (7 21 <7 21 O 22 Ey

—i: (731 (T 32 (T33 A

Eq. (1) Eq. (2)

El tejido mas real esta redprocamente implicando que los tensores de las Eq. (1) y (2) sean simetricos. Para ser capaz de realizar la reconstruccion del tensor completo es necesario hacer mediciones de transmision/reflexion de direcciones de polarizacion alineadas en el transmisor y el receptor, juntamente con mediciones de radiacion de polarizacion cruzada. La invencion esta aqu describiendo un metodo para reconstruir completamente los tensores dielectricos de acuerdo con las Eq. (1) y (2) anteriores. Esto es particularmente bien adecuado para la configuracion de antenas en el sujetador, donde las antenas pueden estar colocadas en un espacio tridimensional, orientadas arbitrariamente. Despues de haber sido realizadas las mediciones y haber sido reconstruidos los parametros dielectricos, se efectua una disposicion diagonal de los tensores. Este proceso revelara las estructuras direccionales inherentes del tejido y esto, juntamente con los valores numericos de la permitividad y la conductividad, permitira la identificacion de los diferentes tejidos y sena posible detectar y separar objetos con una propiedad direccional, tales como fibras, conductos, etc. de masas de tejidos uniformes, tales como grasa y tumores.

Otro aspecto de la invencion con respecto a la ejecucion del hardware informatico es la realizacion de la modelacion electromagnetica requerida en el metodo de reconstruccion. El modo informatico, la tarea de mayor demanda y de mayor consumo de tiempo en el metodo de reconstruccion, es las simulaciones de FDTD. Actualmente la reconstruccion se hace usualmente offline en ordenadores PC u ordenadores paralelos. El tiempo de reconstruccion requerido puede ser de hasta varias horas. La presente invencion constituye un diseno de sistema importante que puede permitir la fabricacion de una modalidad de reconstruccion online que acelere significativamente los calculos y que permita reconstrucciones en tiempo real. El calculo de los gradientes requiere dos simulaciones por cada transmisor utilizado; con 20 transmisores, esto significa 40 simulaciones independientes. Despues de haber sido calculados los gradientes, es necesario minimizar el coste funcional. Esto requiere alrededor de diez evaluaciones independientes de la funcionalidad. Cada una a un coste de tantas simulaciones como transmisores hay; asf mismo, con 20 transmisores, esto significa 200 simulaciones. Ademas, ello requiere aproximadamente 10-30 iteraciones

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para que la reconstruccion de la imagen converja; esto significa que se requieren 2400-7200 simulaciones de FDTD independientes para todo el proceso de reconstruccion. Para el dispositivo medico de generacion de imagenes es crucial que sean producidas imagenes en tiempo real o al menos casi en tiempo real. Por lo tanto, es de importancia indiscutible que los calculos sean hechos tan rapidamente como sea posible. Puesto que las simulaciones de FDTD son la parte de mayor consumo de tiempo, es natural buscar modos de acelerarlas. Las simulaciones de FDTD para cada transmisor son independientes entre sf, asf como apropiadas para una ejecucion en paralelo. Existe la costumbre de hacer hardware que ejecuta el metodo de FDTD que pueda acelerar significativamente las simulaciones. Estos dispositivos son las llamadas agrupaciones de puertas programables de campo (FPGA). Se ha mostrado tambien que una aceleracion significativa del tiempo de computacion se puede conseguir ejecutando el codigo de FDTD en una unidad de procesador grafico (GPU). Estas GPUs son basicamente tarjetas graficas de consumidor, producidas en serie, encontradas en PCs ordinarios. Mas informacion acerca de estos dos metodos para acelerar los calculos de FDTD se pueden encontrar en el libro de Allen Taflove y Susan C. Hagness, “Metodo en Dominio de Tiempo de Las Diferencias Finitas de Electrodinamicas Informaticas: 3a edicion”, Artech House, Boston, 2005. En esta descripcion, en relacion con el diseno del sistema de las unidades de tratamiento para los datos de medicion, el hardware que constituye los recursos informaticos se construye usando los citados dispositivos de GPU/FDGA. Para ambos, este tipo de aceleradores, FDTD, GPU/FPGA, el control principal del codigo informatico es mantenido por el PC o equivalente. El ordenador comunica entonces con el acelerador de FDTD para poner el nucleo de FDTD en posicion e iniciar las simulaciones. Los resultandos son entonces lefdos de nuevo al ordenador para tipos diferentes de post-tratamiento. Vease la figura 3 para un bosquejo de diseno del sistema con el acelerador de FDTD en posicion. Se ha sugerido tambien que se puede utilizar una combinacion de GPU y FPGA para acelerar los calculos, ya que ciertas partes del codigo de FDTD pueden ser hechas funcionar mas eficazmente en un dispositivo que en otro. Se estima que una aceleracion de aproximadamente 10:1 se puede conseguir usando este tipo de aceleradores en comparacion con ejecutar un codigo de FDTD completamente optimizado sobre una parte superior ordinaria del PC en lmea. Debido a la naturaleza paralela de las simulaciones de FDTD requeridas, como se ha explicado anteriormente, es una parte importante de esta invencion la utilizacion de varios aceleradores de FDTD en el hardware de reconstruccion de imagenes. La aceleracion mas eficaz de los calculos se obtiene cuando se usa al menos un acelerador de FDTD para cada antena de transmision. Para incluso mejor aceleracion, se puede hacer tambien uso de varios aceleradores para cada antena de transmision. En ese caso, el dominio informatico se divide entre las diferentes unidades aceleradoras. Cuando se aumenta el numero de aceleradores, la aceleracion se saturara finalmente debido al aumento de comunicacion entre las diferentes unidades y no habra o habra poco beneficio en anadir mas aceleradores.

Claims

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REIVINDICACIONES

1. Un sistema (100, 300) para el examen no agresivo de estructuras internas de un objeto mediante la produccion de imagenes dielectricas utilizando mediciones de reflexion y transmision usando radiacion de micro- ondas, comprendiendo el sistema (300) una agrupacion de antenas (110, 210, 310) que rodean una region de interes para el examen, un transceptor (120, 320) de micro-ondas para medir campos electromagneticos reflejados y transmitidos, un modulo informatico (130, 330) para recibir la radiacion detectada y para tratar datos en base a la citada radiacion detectada, estando ademas dicho modulo informatico (130; 330) configurado para ejecutar un procedimiento de reconstruccion utilizado para calcular una imagen del perfil dielectrico bajo deteccion,

caracterizado por que

dicho procedimiento de reconstruccion comprende un calculo de gradiente que utiliza valores a priori de tejidos dielectricos tfpicos que se espera encontrar en la imagen, en el que se determina un nivel de umbral en el gradiente y a todos los puntos en el espacio donde un valor de gradiente esta por encima del valor de umbral les son asignados los valores dielectricos a priori.
2. El sistema (100, 300) de acuerdo con la reivindicacion 1, que esta dispuesto para producir imagenes dielectricas de tejidos biologicos internos y estructuras.
3. El sistema (100, 300) de acuerdo con la reivindicacion 1 o la 2, que esta dispuesto para detectar tumores de cancer de pecho o para detectar otras formas de cancer u otra informacion anatomica.
4. El sistema (100, 300) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, en el que dicha agrupacion de antenas (110, 210, 310) esta montada en una estructura de soporte disenada como un sujetador de pecho.
5. El sistema (100, 300) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que dicha agrupacion de antenas (110, 210, 310) consiste en una o varias antenas de conexion temporal, antenas bipolares o monopolos.
6. Sistema (100, 300) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que para cada ocasion de generacion de imagenes, las posiciones y orientaciones de cada antena en la agrupacion de antenas (110, 210, 310) son determinadas unas con respecto a otras utilizando mediciones de transmision de micro- ondas entre las antenas.
7. El sistema (100, 300) de acuerdo con la reivindicacion 6, que comprende laseres o dispositivos medicos para posicionar las antenas.
8. El sistema (100, 300) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que las mediciones de micro-ondas se hacen a un numero grande de frecuencias, entre una frecuencia minima y una maxima y, mas especialmente, el intervalo de frecuencias utilizado esta dentro del intervalo de 100 MHz a 3 GHz o mas.
9. El sistema (100, 300) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, basado en modelacion en dominio de tiempo del sistema electromagnetico de generacion de imagenes.
10. El sistema (100, 300) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que la agrupacion de antenas esta soportada por una estructura portadora (200), y en el que la agrupacion de antenas comprende antenas monopolo (210) alineadas horizontalmente, ademas de antenas monopolo (210) alineadas verticalmente, y en el que la agrupacion de antenas esta configurada para realizar mediciones de polarizacion cruzadas para producir imagenes dielectricas.
11. Un sistema (100, 300) para el examen no agresivo de estructuras internas de un objeto produciendo imagenes dielectricas utilizando mediciones de reflexion y transmision usando radiacion de micro- ondas, comprendiendo el sistema una agrupacion de antenas (110, 210, 310) que rodean una region de interes para el examen, un transceptor (120, 320) de micro-ondas para medir campos electromagneticos reflejados y transmitidos, un modulo informatico (130, 330) para recibir radiacion detectada y para tratar datos en base a la citada radiacion detectada, estando ademas dicho modulo informatico (130, 330) operativamente dispuesto para ejecutar un procedimiento de reconstruccion utilizado para calcular una imagen del perfil dielectrico bajo deteccion, una agrupacion de puertas programables de campo (FPGA) y una unidad procesadora de graficos (GPU) que implementa un codigo en dominio de tiempo de diferencias finitas (FDTD) en la misma,

caracterizado por que

dicho procedimiento de reconstruccion comprende un calculo de gradiente utilizando valores a priori de tejidos dielectricos tfpicos que se espera encontrar en la imagen, en el que se determina un nivel de umbral en el gradiente y a todos los puntos del espacio donde un valor de gradiente esta por encima del valor de umbral les son asignados los valores dielectricos a priori.