針對體表異常結節組織檢測與識別問題，本文提出了一種加載螺旋諧振器的微波傳感器結構，利用HFSS軟件建立了傳感器仿真模型、優化了結構參數，并制作了傳感器實物；仿真得到了組織出現結節時的S21參數，分析了S21參數差值隨位置變化的特征關系，并進行了實驗測試。結果表明：正常組織中存在結節時，S21參數差值隨位置變化曲線具有明顯的倒雙峰特征，并且當傳感器位于結節正上方時，S21參數差值出現極值，易于識別結節的位置。本研究為體表異常結節組織的識別提供了客觀的檢測工具。
引用本文： 李春雪, 郭宏福, 周臣, 王欣然, 白峻愷. 用于體表異常結節組織識別的微波傳感器. 生物醫學工程學雜志, 2023, 40(1): 149-154. doi: 10.7507/1001-5515.202209014 復制
0 引言
體表的異常結節可能出現在人體的各個部位，是中西醫檢查中關心的人體體表特征之一。微波測量作為一種新興的生理信號檢測手段，在生物醫學領域有著巨大的應用前景，特別是在人體體表組織異常的客觀化非侵入方式檢測中具有明顯優勢。人體由多種生物組織構成，如皮膚、脂肪、肌肉等，介電特性是生物組織的固有屬性，組織的含水量、蛋白質含量及種類、細胞結構等的變化會導致其介電特性的改變。大量研究表明，不同種類生物組織的介電特性有所不同，正常組織與異常組織間的介電參數差異十分明顯[1]。從介質特性角度來講，體表異常結節組織的含水率異于正常組織。一般情況下不易直接測得人體組織的介電特性，但可以利用非侵入人體的微波法測量人體的其他參數來間接獲得介電特性，并根據測得的參數判斷人體組織是否異常。目前微波測量主要應用于癌癥和皮膚異常的檢測，較少看到應用于結節組織的檢測和識別，因此研究體表結節微波測量與識別方法和技術具有重要的理論意義，在中西醫臨床實踐中也具有很大的實用價值。
對生物組織電磁微波特性的研究早期都是從電特性開始[2-3]，在已有的微波介電特性測量方法中，最常用的是開端同軸線法測量待測組織的介電特性[4-10]，此外還有使用喇叭探頭和微帶陣列天線等測量組織介電特性的方法[11-13]。Popovic等研究者使用同軸探頭去測量癌變組織的介電特性[14-15]。Lazebnik等[16]利用生物組織介電特性對人體乳腺病變組織和正常組織進行對比。Katbay等[17]采用微波傳感器檢測乳腺癌。除了對癌變組織檢測方面的研究，國內外學者在人體皮膚的異常檢測方面也進行了許多研究。Bai等[18]利用所設計的柔性微波生物傳感器，對異常的豬肉皮膚進行了測量，如皮膚燒傷、皮膚腫瘤等。有學者利用毫米波反射和成像技術區分了正常皮膚組織和燒傷皮膚組織[19]。Mirbeik-Sabzevari等[20]利用開口同軸探頭測量皮膚癌患者新鮮切除的惡性皮膚和正常皮膚，觀察到惡性皮膚和正常皮膚的介電特性具有很大差異。正常皮膚和異常皮膚也可以根據皮膚含水量加以區分。T?pfer等[21]設計了一種工作在90～106 GHz頻率下的微波近場探頭，對不同含水量的皮膚組織進行測量。Kilpij?rvi等[22]制作了不同水合狀態下的皮膚模型，通過微波傳感器進行測量并加以區分。張寶[23]設計了一種可用于檢測皮膚惡性黑色素瘤以及皮膚水分含量的微波生物傳感器，研究結果表明，傳感器對皮膚含水量敏感，可通過含水量辨別正常細胞和癌變細胞。
上述利用微波測量生物體異常組織的方法大多是通過測量反射系數S11來計算生物體介電特性，由于人體等一些生物體組織介電常數較大，對微波信號的反射較強，S11在分辨這些生物體正常組織和結節組織時變化較小，分辨差值較小，檢測的效果并不理想。因此本文基于微波網絡的S21參數和加載圓形螺旋諧振器的近場探頭天線[24]，設計了一種S21參數測量傳感器。利用HFSS軟件建立S21傳感器測量原理仿真模型，仿真分析生物體體表出現結節時的S21參數變化特性。我們還制作和優化了S21傳感器，通過測量硅膠模擬組織驗證S21傳感器的有效性，并通過實際測量豬肉模擬組織的S21參數，驗證傳感器的可用性。
1 傳感器的原理、結構與制作
1.1 微波S21參數介質測量傳感器的原理
微波雙端口的結構如圖1所示，其中1端口為輸入端口，2端口為輸出端口。
圖1
微波雙端口等效網絡示意圖
Figure1.
Schematic diagram of microwave dual port equivalent network
由圖1可知，微波雙端口網絡的S參數矩陣為：
 |
結構中S參數有四個參數，分別為：S11，端口2匹配時，端口1的反射系數；S21，端口2匹配時，端口1到端口2的正向傳輸系數；S12，端口1匹配時，端口2到端口1的反向傳輸系數；S22，端口1匹配時，端口2的反射系數。其中S21表示插入損耗，即表示端口1有多少能量傳輸到端口2。S21最大值是1，表示端口1的所有能量完全傳輸到端口2。但電磁波在介質中傳播時，都會產生相應的損耗，S21的值可以表示傳輸損耗的程度。
本文以S21參數為測量參量，通過對透過生物體表層組織以及淺層組織的微波信號傳輸衰耗參量的測量，分析微波信號在生物體體表淺層組織傳輸過程中測量參數的變化，以反映生物體正常組織與異常結節組織的區別，來獲取生物體表層以及淺層組織異常結節的位置。測量原理圖如圖2所示，由端口1發射電磁波，經過介質后產生損耗由端口2接收。S21值可反映傳輸過程中的損耗，不同的S21值可用于區分正常組織和異常組織。
圖2
微波S21參數測量原理示意圖
Figure2.
Schematic diagram of microwave S21 parameter measurement
相較于常用的測量S11參數的微波傳感器，本文的設計優勢在于微波信號通過了異常組織，測量的信號為透過異常組織的信號，測量參量能夠體現異常組織對微波信號的影響程度，因此能夠更充分地反映生物體表層以及淺層組織的介質特性。
1.2 傳感器的結構與模型
本文設計的微波S21生物傳感器以本課題組所設計的螺旋諧振器天線為基礎[24]來構建。
三維仿真模型如圖3所示，微波S21生物傳感器基于一對螺旋諧振器天線。圖3中的端口1和端口2都是由七圈螺旋諧振器和圍繞諧振器的環天線組成，諧振器寬度為0.2 mm，環天線寬度為0.5 mm，材質均為銅。傳感器采用厚度為0.8 mm、介電常數為4.4的FR4介質基板，整體的尺寸為22 mm × 20 mm × 0.8 mm。在開口處加入50 Ω的集總端口激勵。微波信號由傳感器的端口1發出，通過介質后由傳感器的端口2接收。傳感器通過測量傳輸系數S21來分析被測的生物體體表組織介質特性，在空氣介質中工作的中心頻率為915 MHz。
圖3
微波生物傳感器的仿真模型
Figure3.
Simulation model of microwave biosensor
為了測量生物體表組織，在傳感器與生物體介質之間加一層絕緣膜，以隔斷生物體對傳感器天線的低頻電氣連接，并且在傳感器上方進行屏蔽處理，讓微波信號能夠集中通過生物體后再到達接收天線。絕緣薄膜和銅箔材料的尺寸均與傳感器一致。傳感器測量的基本模型如圖4所示，由上至下材料厚度依次為銅箔材料0.1 mm、絕緣薄膜0.2 mm、傳感器0.8 mm和絕緣薄膜0.05 mm，其中絕緣薄膜的介電常數為2.7。將微波S21傳感器置于空氣中利用HFSS進行仿真。根據仿真得到的場強圖像可知，該微波S21生物傳感器在下方介質進行輻射，上方場強被金屬屏蔽。由于在傳感器上方加入介質材料，改變了傳感器的基本模型，因此傳感器在空氣中的中心工作頻率由915 MHz移動到881 MHz。在后續測量生物體異常組織的實驗中，我們采用屏蔽后的模型制作傳感器實物進行測量。
圖4
微波生物傳感器測量基本模型
Figure4.
Basic model of microwave biosensor measurement
1.3 傳感器的制作
制作的微波S21生物傳感器如圖5所示。其中圖5a為傳感器直接加工實物圖，圖5b為在傳感器天線線圈上方加上薄膜和屏蔽后的實物圖。在后續的測量過程中，均用圖5b加屏蔽后的傳感器進行測量。
圖5
微波生物傳感器實物圖
a. 加屏蔽前；b. 加屏蔽后
Figure5. Physical drawing of microwave biosensora. before shielding; b. after shielding
在測量時利用矢量網絡分析儀控制微波信號源，通過微波S21傳感器將調制信號加載到生物體，將生物體等效成一個如圖1所示的二端口網絡。由于生物體體表介電特性的差異性，可以返回不同的S21參數，通過矢量網絡分析儀給出傳感器的S21參數，保存并導出到計算機加以處理。
在空氣介質中，微波S21傳感器仿真與實測的結果如圖6所示，在傳感器的制作過程中，由于加工精度和材料介質等因素，會導致傳感器的仿真與實測結果出現一定的誤差。在0.6～1.0 GHz范圍內，仿真與實測的S21參數在達到峰值之前，均隨頻率的升高而升高，到達峰值后，均隨頻率的升高而減小，仿真與實測結果具有頻率與曲線趨勢的一致性，參數基本吻合，因此可以用于后續的測量。
圖6
空氣中微波生物傳感器仿真與實測對比
Figure6.
Comparison between microwave biosensor simulation and measurement in air
2 硅膠模擬組織的仿真與測量
為了驗證微波S21生物傳感器的可用性，我們利用硅膠模擬人體正常組織，水介質模擬結節組織，建立分析模型如圖7所示。其中圖7a為仿真模型，由上至下依次為S21傳感器、結節組織和正常組織，結節組織內嵌在正常組織中。其中結節組織為直徑10 mm、高度9 mm的圓柱體，材料為蒸餾水，介電常數為81。正常組織為直徑54 mm、高度15 mm的圓柱體，材料為硅膠，介電常數為3。圖7b為用硅膠溶液制作的硅膠模型，在硅膠溶液上表面處加入少許蒸餾水，以模擬結節組織。其中硅膠的邵氏硬度為10 Hc左右，與人體皮膚相近。硅膠模型的大小和介電參數等均與仿真模型相同。
圖7
硅膠模擬組織模型
a. 仿真模型；b. 實際模型
Figure7. Silica gel simulated tissue modela. simulation model; b. actual model
如圖7a所示，測量方法為將微波S21生物傳感器由位置1移動到位置3，起始位置距離邊緣12 mm，沿直徑移動，每次移動3 mm，共移動10次，當傳感器移動到模擬結節組織正上方時的位置如圖2所示。傳感器在完全接觸硅膠模擬正常組織時所得到的S21參數曲線如圖8所示。
圖8
硅膠模擬正常組織S21參數曲線圖
Figure8.
S21 parameter curve of silica gel simulated normal tissue
當傳感器在移動過程中接觸結節組織的位置發生改變時，S21參數也會隨之變化。為了充分反映傳感器在測量結節組織時S21參數的變化，我們對測量結果進行了處理，將測量正常組織時的S21參數作為本底（即圖8中S21參數），每次測量值減去本底作為S21參數差值，建立頻率、S21參數差值和移動距離的三維圖像，仿真和實測的結果如圖9～10所示。
圖9
硅膠模擬組織仿真結果
a. 三維曲面圖；b. 移動距離和頻率；c. 移動距離和S21差值（0.5 GHz）
Figure9. Simulated results of silica gel simulated tissuea. three-dimensional surface drawing; b. moving distance and frequency; c. moving distance and S21 difference in 0.5 GHz
圖10
硅膠模擬組織實測結果
a. 三維曲面圖；b. 移動距離和頻率；c. 移動距離和S21差值（0.5 GHz）
Figure10. Experimental results of silica gel simulated tissuea. three-dimensional surface drawing; b. moving distance and frequency; c. moving distance and S21 difference in 0.5 GHz
由圖9～10可以看出，當頻率為0.5 GHz左右時，在移動S21傳感器的過程中，S21參數差值隨著移動距離的變化呈特殊的變化趨勢。如圖9c和圖10c所示，當S21傳感器移動到模擬結節組織正上方時，S21參數差值具有極大值，當S21傳感器的某一個端口移動到模擬結節組織正上方時，S21參數差值具有極小值。由此可以看出：正常組織中存在異常結節時，S21參數差值隨位置變化曲線具有明顯的倒雙峰特征。在實際測量中，若測量結果中出現此特征曲線，說明存在結節組織。
3 豬肉模擬組織的實際測量
由于豬肉的介電常數與人體組織相似[25]，因此常被用于模擬人體組織。如圖11所示，利用豬肉模擬異常組織。圖11中的結節組織由水和明膠配制而成，介電常數約為80，明膠起固化作用，在配制時加入氯化鈉調節電導率。豬肉的大小為55 mm × 50 mm × 13 mm，結節為嵌入到豬肉中的直徑8 mm、高度5 mm的圓柱體。
圖11
豬肉模擬組織
Figure11.
Simulated tissue of pork
如圖11所示，坐標原點為離左邊界11 mm、下邊界20 mm的點，測量方法為將微波S21生物傳感器從坐標軸原點開始沿著x軸移動，每次移動3 mm，共移動10次，當傳感器移動到模擬結節組織正上方時的位置如圖2所示。采取和硅膠模擬人體組織相同的數據處理方法，測量結果如圖12所示。
圖12
豬肉模擬組織的實驗結果
a. 三維曲面圖；b. 移動距離和頻率；c. 移動距離和S21差值（0.5 GHz）
Figure12. Experimental results of simulated tissue of porka. three-dimensional surface drawing; b. moving distance and frequency; c. moving distance and S21 difference in 0.5 GHz
根據圖12c可以看出，當頻率為0.5 GHz左右時，S21參數差值隨距離的變化也具有雙峰的特征。當S21傳感器移動到模擬結節組織正上方時，S21參數具有極大值，當S21傳感器的某一個端口移動到模擬結節組織正上方時，S21參數具有極小值。S21隨距離變化的曲線特征與硅膠模擬組織相同。
4 結論
本文通過對傳感器參數的仿真和優化，制作了傳感器實物，并進行了模擬組織的實驗測試，對比了仿真與實際制作傳感器的S21參數，仿真與實測結果具有一致性。
S21參數在體表組織結節檢查中與常見的S11微波傳感器具有不同的曲線特征，結果發現：正常組織中存在異常結節時，S21參數差值隨位置變化的曲線具有明顯的倒雙峰特征，當傳感器處于結節正上方時，S21參數差值在某一頻率點上出現極值，通過這些特征很容易識別結節的存在并確定結節的位置。
如果后續對測量曲線進行處理，還可以通過測量S21參數曲線的雙峰值的位置間隔計算出結節的尺寸，說明此方法不僅可以檢查結節的位置還可以測量結節的大小。S21參數表達了微波信號的衰耗大小，不同的介質具有不同的衰耗，后續可以利用S21參數分析結節組織的微波損耗，也可以應用于結節組織的特性研究中，并且還需要進一步開展臨床實用性驗證。
本文針對目前研究人體體表異常結節微波傳感器空缺的情況，設計了一種測量體表異常結節組織的微波生物傳感器，填補了體表異常結節組織的客觀化檢測工具的空白，對中西醫臨床實踐中結節組織的檢測和識別的微波測量方法和技術研究具有重要的理論意義和實用價值，具有很大應用潛力。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：李春雪進行仿真實驗、數據整理與分析以及修改文章，郭宏福負責組織文章、指導各項工作與修改文章，周臣負責起草文章和進行實測實驗，王欣然負責傳感器單元設計與分析，白峻愷負責修改文章。
0 引言
體表的異常結節可能出現在人體的各個部位，是中西醫檢查中關心的人體體表特征之一。微波測量作為一種新興的生理信號檢測手段，在生物醫學領域有著巨大的應用前景，特別是在人體體表組織異常的客觀化非侵入方式檢測中具有明顯優勢。人體由多種生物組織構成，如皮膚、脂肪、肌肉等，介電特性是生物組織的固有屬性，組織的含水量、蛋白質含量及種類、細胞結構等的變化會導致其介電特性的改變。大量研究表明，不同種類生物組織的介電特性有所不同，正常組織與異常組織間的介電參數差異十分明顯[1]。從介質特性角度來講，體表異常結節組織的含水率異于正常組織。一般情況下不易直接測得人體組織的介電特性，但可以利用非侵入人體的微波法測量人體的其他參數來間接獲得介電特性，并根據測得的參數判斷人體組織是否異常。目前微波測量主要應用于癌癥和皮膚異常的檢測，較少看到應用于結節組織的檢測和識別，因此研究體表結節微波測量與識別方法和技術具有重要的理論意義，在中西醫臨床實踐中也具有很大的實用價值。
對生物組織電磁微波特性的研究早期都是從電特性開始[2-3]，在已有的微波介電特性測量方法中，最常用的是開端同軸線法測量待測組織的介電特性[4-10]，此外還有使用喇叭探頭和微帶陣列天線等測量組織介電特性的方法[11-13]。Popovic等研究者使用同軸探頭去測量癌變組織的介電特性[14-15]。Lazebnik等[16]利用生物組織介電特性對人體乳腺病變組織和正常組織進行對比。Katbay等[17]采用微波傳感器檢測乳腺癌。除了對癌變組織檢測方面的研究，國內外學者在人體皮膚的異常檢測方面也進行了許多研究。Bai等[18]利用所設計的柔性微波生物傳感器，對異常的豬肉皮膚進行了測量，如皮膚燒傷、皮膚腫瘤等。有學者利用毫米波反射和成像技術區分了正常皮膚組織和燒傷皮膚組織[19]。Mirbeik-Sabzevari等[20]利用開口同軸探頭測量皮膚癌患者新鮮切除的惡性皮膚和正常皮膚，觀察到惡性皮膚和正常皮膚的介電特性具有很大差異。正常皮膚和異常皮膚也可以根據皮膚含水量加以區分。T?pfer等[21]設計了一種工作在90～106 GHz頻率下的微波近場探頭，對不同含水量的皮膚組織進行測量。Kilpij?rvi等[22]制作了不同水合狀態下的皮膚模型，通過微波傳感器進行測量并加以區分。張寶[23]設計了一種可用于檢測皮膚惡性黑色素瘤以及皮膚水分含量的微波生物傳感器，研究結果表明，傳感器對皮膚含水量敏感，可通過含水量辨別正常細胞和癌變細胞。
上述利用微波測量生物體異常組織的方法大多是通過測量反射系數S11來計算生物體介電特性，由于人體等一些生物體組織介電常數較大，對微波信號的反射較強，S11在分辨這些生物體正常組織和結節組織時變化較小，分辨差值較小，檢測的效果并不理想。因此本文基于微波網絡的S21參數和加載圓形螺旋諧振器的近場探頭天線[24]，設計了一種S21參數測量傳感器。利用HFSS軟件建立S21傳感器測量原理仿真模型，仿真分析生物體體表出現結節時的S21參數變化特性。我們還制作和優化了S21傳感器，通過測量硅膠模擬組織驗證S21傳感器的有效性，并通過實際測量豬肉模擬組織的S21參數，驗證傳感器的可用性。
1 傳感器的原理、結構與制作
1.1 微波S21參數介質測量傳感器的原理
微波雙端口的結構如圖1所示，其中1端口為輸入端口，2端口為輸出端口。
圖1
微波雙端口等效網絡示意圖
Figure1.
Schematic diagram of microwave dual port equivalent network
由圖1可知，微波雙端口網絡的S參數矩陣為：
|
結構中S參數有四個參數，分別為：S11，端口2匹配時，端口1的反射系數；S21，端口2匹配時，端口1到端口2的正向傳輸系數；S12，端口1匹配時，端口2到端口1的反向傳輸系數；S22，端口1匹配時，端口2的反射系數。其中S21表示插入損耗，即表示端口1有多少能量傳輸到端口2。S21最大值是1，表示端口1的所有能量完全傳輸到端口2。但電磁波在介質中傳播時，都會產生相應的損耗，S21的值可以表示傳輸損耗的程度。
本文以S21參數為測量參量，通過對透過生物體表層組織以及淺層組織的微波信號傳輸衰耗參量的測量，分析微波信號在生物體體表淺層組織傳輸過程中測量參數的變化，以反映生物體正常組織與異常結節組織的區別，來獲取生物體表層以及淺層組織異常結節的位置。測量原理圖如圖2所示，由端口1發射電磁波，經過介質后產生損耗由端口2接收。S21值可反映傳輸過程中的損耗，不同的S21值可用于區分正常組織和異常組織。
圖2
微波S21參數測量原理示意圖
Figure2.
Schematic diagram of microwave S21 parameter measurement
相較于常用的測量S11參數的微波傳感器，本文的設計優勢在于微波信號通過了異常組織，測量的信號為透過異常組織的信號，測量參量能夠體現異常組織對微波信號的影響程度，因此能夠更充分地反映生物體表層以及淺層組織的介質特性。
1.2 傳感器的結構與模型
本文設計的微波S21生物傳感器以本課題組所設計的螺旋諧振器天線為基礎[24]來構建。
三維仿真模型如圖3所示，微波S21生物傳感器基于一對螺旋諧振器天線。圖3中的端口1和端口2都是由七圈螺旋諧振器和圍繞諧振器的環天線組成，諧振器寬度為0.2 mm，環天線寬度為0.5 mm，材質均為銅。傳感器采用厚度為0.8 mm、介電常數為4.4的FR4介質基板，整體的尺寸為22 mm × 20 mm × 0.8 mm。在開口處加入50 Ω的集總端口激勵。微波信號由傳感器的端口1發出，通過介質后由傳感器的端口2接收。傳感器通過測量傳輸系數S21來分析被測的生物體體表組織介質特性，在空氣介質中工作的中心頻率為915 MHz。
圖3
微波生物傳感器的仿真模型
Figure3.
Simulation model of microwave biosensor
為了測量生物體表組織，在傳感器與生物體介質之間加一層絕緣膜，以隔斷生物體對傳感器天線的低頻電氣連接，并且在傳感器上方進行屏蔽處理，讓微波信號能夠集中通過生物體后再到達接收天線。絕緣薄膜和銅箔材料的尺寸均與傳感器一致。傳感器測量的基本模型如圖4所示，由上至下材料厚度依次為銅箔材料0.1 mm、絕緣薄膜0.2 mm、傳感器0.8 mm和絕緣薄膜0.05 mm，其中絕緣薄膜的介電常數為2.7。將微波S21傳感器置于空氣中利用HFSS進行仿真。根據仿真得到的場強圖像可知，該微波S21生物傳感器在下方介質進行輻射，上方場強被金屬屏蔽。由于在傳感器上方加入介質材料，改變了傳感器的基本模型，因此傳感器在空氣中的中心工作頻率由915 MHz移動到881 MHz。在后續測量生物體異常組織的實驗中，我們采用屏蔽后的模型制作傳感器實物進行測量。
圖4
微波生物傳感器測量基本模型
Figure4.
Basic model of microwave biosensor measurement
1.3 傳感器的制作
制作的微波S21生物傳感器如圖5所示。其中圖5a為傳感器直接加工實物圖，圖5b為在傳感器天線線圈上方加上薄膜和屏蔽后的實物圖。在后續的測量過程中，均用圖5b加屏蔽后的傳感器進行測量。
圖5
微波生物傳感器實物圖
a. 加屏蔽前；b. 加屏蔽后
Figure5. Physical drawing of microwave biosensora. before shielding; b. after shielding
在測量時利用矢量網絡分析儀控制微波信號源，通過微波S21傳感器將調制信號加載到生物體，將生物體等效成一個如圖1所示的二端口網絡。由于生物體體表介電特性的差異性，可以返回不同的S21參數，通過矢量網絡分析儀給出傳感器的S21參數，保存并導出到計算機加以處理。
在空氣介質中，微波S21傳感器仿真與實測的結果如圖6所示，在傳感器的制作過程中，由于加工精度和材料介質等因素，會導致傳感器的仿真與實測結果出現一定的誤差。在0.6～1.0 GHz范圍內，仿真與實測的S21參數在達到峰值之前，均隨頻率的升高而升高，到達峰值后，均隨頻率的升高而減小，仿真與實測結果具有頻率與曲線趨勢的一致性，參數基本吻合，因此可以用于后續的測量。
圖6
空氣中微波生物傳感器仿真與實測對比
Figure6.
Comparison between microwave biosensor simulation and measurement in air
2 硅膠模擬組織的仿真與測量
為了驗證微波S21生物傳感器的可用性，我們利用硅膠模擬人體正常組織，水介質模擬結節組織，建立分析模型如圖7所示。其中圖7a為仿真模型，由上至下依次為S21傳感器、結節組織和正常組織，結節組織內嵌在正常組織中。其中結節組織為直徑10 mm、高度9 mm的圓柱體，材料為蒸餾水，介電常數為81。正常組織為直徑54 mm、高度15 mm的圓柱體，材料為硅膠，介電常數為3。圖7b為用硅膠溶液制作的硅膠模型，在硅膠溶液上表面處加入少許蒸餾水，以模擬結節組織。其中硅膠的邵氏硬度為10 Hc左右，與人體皮膚相近。硅膠模型的大小和介電參數等均與仿真模型相同。
圖7
硅膠模擬組織模型
a. 仿真模型；b. 實際模型
Figure7. Silica gel simulated tissue modela. simulation model; b. actual model
如圖7a所示，測量方法為將微波S21生物傳感器由位置1移動到位置3，起始位置距離邊緣12 mm，沿直徑移動，每次移動3 mm，共移動10次，當傳感器移動到模擬結節組織正上方時的位置如圖2所示。傳感器在完全接觸硅膠模擬正常組織時所得到的S21參數曲線如圖8所示。
圖8
硅膠模擬正常組織S21參數曲線圖
Figure8.
S21 parameter curve of silica gel simulated normal tissue
當傳感器在移動過程中接觸結節組織的位置發生改變時，S21參數也會隨之變化。為了充分反映傳感器在測量結節組織時S21參數的變化，我們對測量結果進行了處理，將測量正常組織時的S21參數作為本底（即圖8中S21參數），每次測量值減去本底作為S21參數差值，建立頻率、S21參數差值和移動距離的三維圖像，仿真和實測的結果如圖9～10所示。
圖9
硅膠模擬組織仿真結果
a. 三維曲面圖；b. 移動距離和頻率；c. 移動距離和S21差值（0.5 GHz）
Figure9. Simulated results of silica gel simulated tissuea. three-dimensional surface drawing; b. moving distance and frequency; c. moving distance and S21 difference in 0.5 GHz
圖10
硅膠模擬組織實測結果
a. 三維曲面圖；b. 移動距離和頻率；c. 移動距離和S21差值（0.5 GHz）
Figure10. Experimental results of silica gel simulated tissuea. three-dimensional surface drawing; b. moving distance and frequency; c. moving distance and S21 difference in 0.5 GHz
由圖9～10可以看出，當頻率為0.5 GHz左右時，在移動S21傳感器的過程中，S21參數差值隨著移動距離的變化呈特殊的變化趨勢。如圖9c和圖10c所示，當S21傳感器移動到模擬結節組織正上方時，S21參數差值具有極大值，當S21傳感器的某一個端口移動到模擬結節組織正上方時，S21參數差值具有極小值。由此可以看出：正常組織中存在異常結節時，S21參數差值隨位置變化曲線具有明顯的倒雙峰特征。在實際測量中，若測量結果中出現此特征曲線，說明存在結節組織。
3 豬肉模擬組織的實際測量
由于豬肉的介電常數與人體組織相似[25]，因此常被用于模擬人體組織。如圖11所示，利用豬肉模擬異常組織。圖11中的結節組織由水和明膠配制而成，介電常數約為80，明膠起固化作用，在配制時加入氯化鈉調節電導率。豬肉的大小為55 mm × 50 mm × 13 mm，結節為嵌入到豬肉中的直徑8 mm、高度5 mm的圓柱體。
圖11
豬肉模擬組織
Figure11.
Simulated tissue of pork
如圖11所示，坐標原點為離左邊界11 mm、下邊界20 mm的點，測量方法為將微波S21生物傳感器從坐標軸原點開始沿著x軸移動，每次移動3 mm，共移動10次，當傳感器移動到模擬結節組織正上方時的位置如圖2所示。采取和硅膠模擬人體組織相同的數據處理方法，測量結果如圖12所示。
圖12
豬肉模擬組織的實驗結果
a. 三維曲面圖；b. 移動距離和頻率；c. 移動距離和S21差值（0.5 GHz）
Figure12. Experimental results of simulated tissue of porka. three-dimensional surface drawing; b. moving distance and frequency; c. moving distance and S21 difference in 0.5 GHz
根據圖12c可以看出，當頻率為0.5 GHz左右時，S21參數差值隨距離的變化也具有雙峰的特征。當S21傳感器移動到模擬結節組織正上方時，S21參數具有極大值，當S21傳感器的某一個端口移動到模擬結節組織正上方時，S21參數具有極小值。S21隨距離變化的曲線特征與硅膠模擬組織相同。
4 結論
本文通過對傳感器參數的仿真和優化，制作了傳感器實物，并進行了模擬組織的實驗測試，對比了仿真與實際制作傳感器的S21參數，仿真與實測結果具有一致性。
S21參數在體表組織結節檢查中與常見的S11微波傳感器具有不同的曲線特征，結果發現：正常組織中存在異常結節時，S21參數差值隨位置變化的曲線具有明顯的倒雙峰特征，當傳感器處于結節正上方時，S21參數差值在某一頻率點上出現極值，通過這些特征很容易識別結節的存在并確定結節的位置。
如果后續對測量曲線進行處理，還可以通過測量S21參數曲線的雙峰值的位置間隔計算出結節的尺寸，說明此方法不僅可以檢查結節的位置還可以測量結節的大小。S21參數表達了微波信號的衰耗大小，不同的介質具有不同的衰耗，后續可以利用S21參數分析結節組織的微波損耗，也可以應用于結節組織的特性研究中，并且還需要進一步開展臨床實用性驗證。
本文針對目前研究人體體表異常結節微波傳感器空缺的情況，設計了一種測量體表異常結節組織的微波生物傳感器，填補了體表異常結節組織的客觀化檢測工具的空白，對中西醫臨床實踐中結節組織的檢測和識別的微波測量方法和技術研究具有重要的理論意義和實用價值，具有很大應用潛力。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：李春雪進行仿真實驗、數據整理與分析以及修改文章，郭宏福負責組織文章、指導各項工作與修改文章，周臣負責起草文章和進行實測實驗，王欣然負責傳感器單元設計與分析，白峻愷負責修改文章。
