JP2019510593A - マイクロ波トモグラフィシステム - Google Patents

Abstract

マイクロ波周波数での高周波信号に基づき、ユニークな特性を持つ新規な医療イメージングシステム。本システムは、乳癌検査、脳卒中検査、内出血検査（緊急外傷）等の様々な診断応用に利用可能である。
【解決手段】
【選択図】図２

Description

本開示は、アンテナシステム、より具体的にはマイクロ波トモグラフィのためのアンテナシステムに関する（ただしこれに限定されない）。また本発明は、マイクロ波イメージングシステム、より具体的にはマイクロ波トモグラフィシステムに関する（ただしこれに限定されない）。本開示はまた、メタマテリアルハウジング、およびイメージングやトモグラフィのためのメタマテリアル装置に関する。本開示はさらに、トモグラフィ方法およびトモグラフィのための標的への／からの照射をカップリングする方法に関する。本開示はさらに、トモグラフィのためのウェアラブル装置に関する。

マイクロ波イメージングは、マイクロ波周波数（３００ＭＨｚ−３０ＧＨｚ）の電磁波を用いて、対象の内部構造を「見る」プロセスである。図1に基本的な課題が示される。マイクロ波で胸部を照射する送信機が用いられる。このマイクロ波は、胸部を通過して伝播し、胸部の反対側に設置された受信機によって検出されてよい。代替的に、反射は送信アンテナで記録されてもよい。腫瘍が存在する場合は、胸部を通過して伝播する波は、電気的特性に変化が生じる。これにより、入射波は散乱される。図１に示されるように、これらの散乱により、受信機および送信機で検出されるエネルギー量が変化する。検出されたエネルギーに含まれる情報を用いて、画像が形成される。

具体的には、図１は、腫瘍のない胸部１３０および腫瘍（黒い正方形）のある胸部１４０をマイクロ波で照射する送信機１１０を示す。受信機１２０は、胸部１３０、１４０を通過する放射を検出する。下の方の図に示されるように、腫瘍からの反射が送信機１１０で受信されるだろう。

医療応用のためのマイクロ波イメージングは、長年の関心対象であった。マイクロ波映像は、人体（例えば、胸部）における、電気的特性分布のマップである。種々の組織の電気的特性は、これら組織の生理学的状態に関係するだろう。例えば、組織の特性は温度とともに変化する。

従来提案されたマイクロ波イメージングの応用の１つは、温熱療法（組織を加熱する療法）のモニタである。この場合、電気的特性の変化は、関心のある組織への熱の蓄積が成功したことを示す。電気的特性の別の変化は、疾病によるものかもしれない。通常の細胞と比べたとき、癌細胞の特性には一種の変化の形跡がある。マイクロ波イメージングを用いた癌の診断は、この電気的特性の対比に基づく。

マイクロ波イメージングの別の応用は、外傷が発生した後のスキャナーである。このシナリオでは、システムは、事故直後の患者の内部組織を撮影するために使われる。この場合、システムは救急車内に設置される。システムは、画像を生成し、内出血、および／または、骨折等の組織を診断するために、腕、脚、頭部または胴体の周りに配置されてよい。

システムの別の応用は、脳撮像である。この場合、適切な形状のカップが、患者の頭部の周囲に配置される。その後システムは、脳内部を撮像し、血餅その他の異常に関する情報を与える。

これらのすべての応用において、システムは可搬型で、異なる必要な場所に移動可能である。

体内を撮像するための能動型マイクロ波イメージング（ＭＷＩ）技術には、主に２つのカテゴリーがある。マイクロ波トモグラフィ（ＭＴ）および超広帯域（ＵＷＢ）レーダー技術である。マイクロ波トモグラフィは、胸部の誘電性および導電性の断面を再構成することを目的とする。一方，ＵＷＢ ＭＷＩシステムは、背景信号に基づいて、胸部内の強い散乱の存在およびその場所を特定するのみである。ＵＷＢ ＭＷＩシステムは、共焦点マイクロ波イメージング（ＣＭＩ）などのビーム形成アルゴリズムを使う。ＵＷＢ ＭＷＩシステムは、散乱された信号の合成焦点を与えることができ、比較的シンプルである。ＵＷＢ ＭＷＩシステムのもう１つの利点は、極めて広範囲の周波数帯（最大数ＧＨｚであり得る）での散乱データを取得し処理できることである。この処理により、良好な空間解像度を持つ散乱画像を得ることができる。

レーダーに基づくアプローチに対し、ＭＴシステムの再構成アルゴリズムは、非線形の電磁的（ＥＭ）逆散乱問題の逐次近似解に基づく。ＭＴシステムの再構成アルゴリズムは、概念的には難解であり、計算コストも高いが、診断に関しては強力な方法となる。なぜならＭＴアルゴリズムは、組織内部の完全な誘電性断面を再構成できるからである。癌診断を目的とするＭＴイメージングは、マイクロ波の散乱を用いて、周辺組織と異なる腫瘍のＥＭ特性から腫瘍に関する情報を抽出する。一般的な動作原理は、マッチング媒体物質（通常は水に基づく物質）内の測定下での対象の配置に基づく。対象は、送信アンテナによって照射される。一方、散乱された電磁波は、受信アンテナによってモニタされ、ベクトルネットワークアナライザ（ＶＮＡ）やカスタムメイドのトランシーバの測定により評価される。通常受信アンテナは、測定対象周囲および／または測定対象の、運動／回転に合わせて、スキャンを実行する。計算のための強力なコンピュータとともに、数学的モデルや最適評価アルゴリズムが開発されてきた。ハードウェアが高価であることや計算機パワーが不足することが原因で、ＭＴは、ごく最近まで十分に開発されてこなかった。

本開示は、改良されたマイクロ波イメージングシステムを提供することを目的とする。
特に本開示は、標的への／からのマイクロ波照射のカップリングを改良することを目的とする。

本発明の態様は、添付の独立請求項によって定義される。

アンテナアレイを支持し、撮像チェンバの範囲を定めるように構成されたハウジングを備えるアンテナマウントが与えられる。特に実施形態は、胸部周囲の半円状アレイのアンテナ配置を与え、モータ駆動されるシステムを用いて、胸部表面全体をスキャンする。本発明者らは、本方法を用いると、アンテナが、回転方向に沿った任意のポイントで散乱された信号を受信するときに、システムの解像度精度を改善できることを見出した。多くの撮像システムでは、解像度はアンテナ要素間の間隔により制限される。

改良されたマイクロ波イメージングシステムが与えられる。システムの鍵となる特徴は、以下を含む。
−チェンバカップを画像化するための高精度回転メカニズム。チェンバカップは、アンテナ送信機に適合し、回転を容易にするための自己潤滑材料（シリコンやラバー）に基づく。
−回転カップはデータ収集位置を増加させる。
−調整可能な／モジュールサイズのカップ（異なるサイズ）／組織のサイズに応じて調整可能なアンテナモジュール。
−組織とモールドとの間の接触フランジが、すべてのカップのサイズの回転を補助する。
−アンテナは、標的組織に対し、可能な限り近くに置かれる。これにより、標的組織をカップモールドに適合させるための小さな吸引が形成される。
−可能な限り大きな半球をアンテナモールド内に形成するための、小さな真空吸引。
−カップの中心を貫く、あらゆるサイズに適合する吸引。
−カップ／システムは、球面状、円状または平面状であってよい。
−スキャンデザインされたプリント処理により、完全にカスタマイズされ、特定の身体部位に（ユーザごとに）同形の形状が取得できる。
−異なる身体部位、胸部、腕、脚、頭部および胴体の周囲を覆うことができる。
−システムは（誘電断面再構成を用いて）、腫瘍、骨、内出血外傷部位および軟骨を画像化することができる。
−標的組織とアンテナとの間に、材料フィルムを適用することができる。
−材料フィルムは、標的組織に応じて、使い捨て可能／交換可能である。

撮像チェンバの内壁に結合された材料が与えられる。マイクロ波イメージングにおいて、いくつかの実施形態は、金属−誘電体メタマテリアルを使う。これらのユニークな特性は、調整可能である。これにより、望まれない皮膚反射（これは、本開示の先行技術の実質的にすべてのマイクロ波イメージングシステムに悪影響を与えてきた）を劇的に低減することができる。

メタマテリアルの鍵となる特徴は、以下を含む。
−円柱／同形のメタマテリアル表面が、反射を最小化し、アンテナから標的組織内への信号の侵入を改善する。
−メタマテリアルは、ウェアラブル、すなわち、標的組織と隙間なく同形である。
−メタマテリアルの構造／積層は、誘電体−金属または金属−誘電体であってよい。
−新規なデザインの十字状（エルサレム状）のユニット要素が、メタマテリアルの実施形態を構成し、ユニークな特性を有する。
−ユニット要素は、長方形状であってよい。
−ユニット要素は、十字形と長方形を重ね合わせた形状であってよい。
−好適な基板材料を備える１つまたは２つの層のデザインにより、使用および製造が容易となる。
−メタマテリアルは、調整可能な動作周波数を有してよい。
−メタマテリアルは、伸長可能な基板を持つことにより、調整可能であってよい。
−メタマテリアルは、マイクロ流体チャネルをユニットセル要素の上に配置することにより、調整可能であってよい。
−メタマテリアルのアレイは、同一でない要素を備えてよい。

システムは、メタマテリアルをマッチング媒体として用いることにより、感度が劇的に向上する。これは、組織への侵入を最大化するために、マッチング液体に浸されるシステム部品を必要とする従来のマイクロ波イメージングシステムとは対照的である。

従来は、受信機信号を測定するためのシステム内蔵型の、既成の高価なベクトルネットワークアナライザを利用した。実施形態はこれに代えて、はるかに単純な自前のアナライザを利用する。この自前のアナライザは、受信信号の強度および位相（これらは、アルゴリズム処理を実行するために必要なＲＦパラメータである）を測定する。これにより、システムのコストは大きく低減し、入手が容易となる。従って、市場への参入がより容易となる。

ＲＦハードウェアの鍵となる特徴は、以下を含む。
−超広帯域スーパーヘテロダイン受信機（０．８ＧＨｚから４ＧＨｚ）。このスーパーヘテロダイン受信機は、この範囲のすべての周波数へのスキャン能力を有する。
−極めて高いインターフェースリジェクション。第１および第２のＩＦ段階のために直列にした、高リジェクション可調バンドパス事前選択ＹＩＧフィルタと、２表面音響波バンドパスフィルタとの組み合わせを実装することにより、バンドリジェクションから９５ｄＢが得られる。
−システムは、ＲＦマルチプレクサを用いて、１６個のアンテナと接続することができる。これにより、各アンテナは送信機にも受信機にもなれる。受信アンテナは、一度に一つずつ、独立にスキャンされることもできる。送信経路と受信経路の高分離が可能となる。
−システムは、８０ＭＨｚで動作するマイクロプロセッサおよび周辺チップ（ＥＥＰＲＯＭ、ＦＬＡＳＨ、通信用送信チップ、Ｄ／Ａコンバータ、リアルタイムクロック、ＹＩＧフィルタドライバ、等）により制御される。システムは内部に、動作機能とネットワーク通信を実行するために必要な周辺チップを豊富に有する。

システムはアルゴリズムを使う。このアルゴリズムの鍵となる特徴は、以下を含む。
−反復ガウス−ニュートンアルゴリズム。これは、解像度を改善するために複数の周波数データ（１．０−３．５ＧＨｚ）を使うことができる一方、ロバスト性を改善するために２ステップの処理を使うことができる。
−低周波数の第１ステップ再構成は、複数周波数の第２のアルゴリズムのためのイニシャルガウスとして使われる。
−反復アルゴリズムのすべてのステップで線形インバージョンを改善するために、適合型閾値法およびウェーブレットベース展開が使われる。
−ＧＰＵベースのＦＤＴＤ前段解がインバージョンアルゴリズムを加速する。これにより、２次元画像化はリアルタイムで実行され、３次元画像化はオフラインで計算されるが、２４時間より短い時間で完結する。
−スキャンデザインされたプリントその他の処理により、アルゴリズムは、カップ／システムの異なるジオメトリ／形状の評価に動的に適用されることができる。

以下、添付の図面を参照して、本開示の実施形態を説明する。
マイクロ波イメージングの原理を示す図である。 システム部品の概観図である。 実施形態に係る組織カップを示す図である。 実施形態に係る吸引システムを示す図である。 ウェアラブルなメタマテリアルのコンセプトを示す図である。ウェアラブルなメタマテリアルは、生物学的標的の形状と同形である。胸部、組織から分離したメタマテリアル（左）および組織上に適用されたメタマテリアル（右）が示される。 胸部を撮像するための実施形態の詳細図である。 本開示に係る実施形態を備える傾斜椅子システムを示す図である。 メタマテリアル層を備える半球状のカップを備える実施形態を示す図である。 円柱状の構造を備える実施形態を示す図である。 ヘッドカップの実施形態を示す図である。 さらなるウェアラブルな実施形態を示す図である。 実施形態に係るメタマテリアルを模式的に表現する図である。 実施形態に係るメタマテリアルを示す図である。 メタマテリアル要素に隣接して配置されたマイクロ流体チャネルを用いた調整可能なメタマテリアルの原理を示す図である。 実施形態に係る光導電性材料要素を示す図である。白い領域は通常の金属であり、黒い領域は光導電性材料を表す。 実施形態に係る十字形のデザインのメタマテリアルを示す図である。 ある３つの構成に関し、周波数に対するエネルギー吸収をプロットした図である。 円柱状のメタマテリアルを示す図である。 ＲＦシステムのブロック図である。 実施形態により形成した胸部組織構造の定量的図である。図１９（ａ）は実像であり、図１９（ｂ）は再構成像である。 図において、同じ部品には同じ符号を付す。

実施形態は、例示のみを用いて、人間の胸部を撮像するためのシステムおよび部品を説明する。本開示は、任意の生物学的標的の撮像におよぶ。当業者は、部品の物理的形態の、他の標的への適用の仕方を容易に理解するだろう。実施形態において、生物学的標的は、人の胸部、脳、胴体、腕または脚である。

（システム）
概観として、本開示は、人間の体内の組織分布を正確に再構成するための、８００ＭＨｚから４ＧＨｚの散乱マイクロ波を用いるシステムに関する。システムは、３つの主要なハードウェア部品で構成される。これらのハードウェア部品は、適切なソフトウェアアルゴリズムとともに、組織の分布と誘電性／導電性断面とを提供する。図２に、このシステムの概観が示される。

システムの３つの主要な部品は、マイクロ波スキャナー、ウェアラブル媒体およびユニークな解釈アルゴリズムである。マイクロ波スキャナーは、非イオン化低強度マイクロ波受信機と、ユニークに設計されたアンテナアレイとの組み合わせである。これにより、効率的な伝達および信号取得が実現する。ウェアラブル媒体は、低強度マイクロ波の皮膚への侵入を可能とする。解釈アルゴリズムは、取得した信号を分析し、画像に変換する。

具体的には、図２は、組織２２０を備える身体２１０を示す。ここで、身体は、マッチング媒体２３０と物理的に接触している。ＲＦアンテナ２４０は、マッチング媒体２３０を介して、身体２１０を照射する。ＲＦアンテナは、アルゴリズム処理２６０を備える電子的処理ユニット２５０との間で２方向通信を行う。電子的処理ユニット２５０は、診断２７０を出力するように構成される。

ウェアラブル媒体は、システムアンテナと標的組織との間に配置される「メタマテリアル」である。すなわち、このメタマテリアルはウェアラブルである。このメタマテリアルは、衛生上の目的から、取り外し可能または交換可能な、脱着可能部品である。いくつかの実施形態では、異なる患者、および／または、異なる身体部位には、異なるフィルムが適用される。フィルムは、使い捨て可能であってよい。フィルムなしには、システム全体が正確な画像を生成することができない場合もある。なぜなら、フィルムがないと、受信アンテナに十分なエネルギーが届かず、信号体雑音比が著しく低下するからである。

胸部または脳を撮像する場合、図３に示されるように、チェンバ〜カップは、半球であってよい。このアレイのすべての部品は、この半球に格納される。アレイ内の各アンテナは、半球の中心から等距離にあり、半球の同じ方位にあるスロット内に置かれる。円状のアンテナアレイが、トモグラフィ方向を向いて、胸部カップのプロトタイプと接して垂直に完成される。図３に示される例では、カップのアレイは、合計で７層となる。
全てのアンテナの照射は、胸部カップの中心を向く。これにより、情報は、最も可能性の高い場所から収集される。特定されるもう１つの機能は、カップの回転であり、追加的には、アンテナの固定、およびアンテナとカップとの接触である。

図３の断面から、システムが１８０度回転したとき、アンテナはスロット内に格納されることが分かる。アンテナがある位置に固定されたままシステムを自由に回転するために、３つのスライディングアンテナスロットが使われる。これは、新たな測定手順であって、所定の高さにおける周長にわたるデータを生成するだろう。

図３は、具体的には、胸部ファントム３１０を受信するように構成された組織カップの２つの様子を示す。組織カップは、各々がアンテナを受け入れるように構成されたアンテナスロット３２０を備える。胸部ファントム３１０を安定化するために、撮像チェンバへの経路３３０が与えられる。組織カップを回転するために、ステッピングモータへの六角形のステッパ３４０が与えられる。安定したアンテナのための第１スライディングスロット３５０と、第２ワイダースロット３６０と、第３ワイダースロット３７０と、が与えられる。スロット３５０、３６０および３７０は、それぞれアンテナを受け入れるように構成される。カップは、アンテナの周りを単純にスライドして、アンテナとともに自由に運動できるように構成される。これにより、他のスロットが特定の幅のアンテナのみを受け入れるように構成されるのに対し、有利なことに、本実施形態は異なる形状のアンテナを使うことができる。例示のみを用いると、組織カップは内径２００ｍｍであってよく、撮像チェンバは深さ１００ｍｍであってよい。

以下のように理解してよい。アンテナシステムが与えられる。アンテナシステムは、アンテナマウントと、メタマテリアルと、を備える。アンテナマウントは、第１ハウジングを備える。第１ハウジングは、生物学的標的を受け入れるための撮像チェンバを、少なくとも部分的に定義する。第１ハウジングは、複数の第１アンテナソケットを備える。第１アンテナソケットの各々は、それぞれのアンテナを受け入れ、これらのアンテナを撮像チェンバ内に導くように構成される。メタマテリアルは、撮像チェンバの内壁に結合される。

撮像チェンバは、人間の胸部のような生物学的標的のための撮像ボリュームを与える。従って、第１ハウジングは、撮像チェンバ／ボリュームの輪郭を描く、または範囲を定める。第１ハウジングは、撮像チェンバ／ボリュームを取り囲む。

アンテナソケットは、取り付け具または台、または各々がアンテナを受け入れるように構成された受け入れ部である。アンテナ受け入れ部は、各アンテナを、撮像チェンバおよび生理学的標的にぴったりと結合するように構成される。第１ハウジングは、アンテナ台、すなわち複数のアンテナのための台と考えてよい。第１ハウジングは、メタマテリアルを受け入れる、または受けるように構成される。

対象ユーザが人体計測的で人間工学的な着座姿勢を取ることは、リラックスしたユーザ中心のデザインソリューションを形成する。さらに、測定中は、撮像対象である組織の運動が問題となる。医療撮像においては、患者は運動する。なぜなら患者は、呼吸したり、フラストレーションが増加したり、よりナーバスになったりするからである。これらは健康状態等に影響を及ぼす。運動により画像がぼやけ、その結果、撮像処理の感度と解像度とが低下する。本開示では、以下の要因により運動が低減される。１）プレート、半球状のカップその他を用いて、人体部位を拘束すること。２）ＭＲＩ胸部診断の間、試験台に対する患者のうつ伏せ姿勢（試験台に対して、顔と腹部を伏せる姿勢）を使うこと。後者により、呼吸に起因する運動が制限され得る。すなわち、前部胸壁は試験台に対して圧迫される。換言すれば、背部が運動する一方、前部胸壁は静止状態を保つ。

いくつかの実施形態は、以下を提供する。
１．人間工学−快適さ。
２．胸部サイズに応じて調整可能なアンテナモールド。
３．アンテナモールドの回転。
４．胸部上（胸部とアンテナとの間）のメタマテリアル。
５．アンテナに接続されたケーブルの制限された運動。
６．プログラマブルな椅子位置。
７．電気流体運動による足の複数機能制御。
８．アンテナ内の最大可能半球を形成するための、胸部吸引用小型ポンプ（小型真空吸引）（図４参照）。

具体的には、図４ａは、小さな胸部４１０と、調整可能なアンテナモールド４２０と、を示す。アンテナモールド４２０は、撮像チェンバ４４０から空気４３０を除外するように構成される。図４ｂおよび４ｃは、本実施形態に係る、胸部の形状に適合可能なウェアラブル媒体４６０のコンセプトを示す。図５は、いくつかの実施形態に係る胸カップのデザインをより詳細に示す。

従って、いくつかの実施形態では、第１ハウジングは実質的に、球状、半球状または平行六面体のシェルであり、撮像チェンバはこのシェルの内部体である、と理解してよい。第１ハウジングは、撮像チェンバの周りを回転するように構成されてよい。

いくつかの実施形態は、第２ハウジングを備える。第２ハウジングは、撮像チェンバを少なくとも部分的に定義する。第２ハウジングは、複数の第２アンテナソケットを備える。
第２アンテナソケットの各々は、それぞれのアンテナを受け入れ、これらのアンテナを撮像チェンバ内に導くように構成される。第２ハウジングは、撮像チェンバの周りを回転するように構成される。これらの実施形態では、第１ハウジングおよび第２ハウジングは、実質的に、球状、半球状または平面状のシェルを共同的に形成する。そして撮像チェンバは、このシェルの内部ボリュームである。第２ハウジングは、第１ハウジングに回転結合されてよい。

さらに、いくつかの実施形態は、第３ハウジングを備える。第３ハウジングは、撮像チェンバを少なくとも部分的に定義する。第３ハウジングは、複数の第３アンテナソケットを備える。第３アンテナソケットの各々は、それぞれのアンテナを受け入れ、これらのアンテナを撮像チェンバ内に導くように構成される。第３ハウジングは、撮像チェンバの周りを回転するように構成される。これらの実施形態では、第１ハウジング、第２ハウジングおよび第３ハウジングは、実質的に、球状、半球状または平面状のシェルを共同的に形成する。そして撮像チェンバは、このシェルの内部ボリュームである。第３ハウジングは、第１ハウジングに回転結合されてよい。

いくつかの実施形態では、ハウジングの各々は、撮像チェンバから空気を除去するための吸引システムに結合するように構成された吸引穴を備える。吸引穴により、少なくとも部分的には、空気が撮像チェンバから排出されるといってよい。同じことを促進するために、メタマテリアルには穴が開けられていてもよい。

いくつかの実施形態では、システムを操作する方法が与えられる。この方法は、以下の順序のステップを備える。
１．測定を開始する前に、メタマテリアルでできた弾性膜を備える特別のリングが組織に取り付けられる。これが、マイクロ波がスキンバリアを通過するのを助ける。すなわち、これは、信号がスキンバリアを通過するためのマッチング層として機能する。
２．いくつかの実施形態では、は直径と深さに関する小から大への３つの基本的なサイズで与えられる。これらの３つにはすべて、吸引システムと結合する目的で、穴が穿たれるだろう。
３．被験者は、膝をついてかがむだろう。シートは前に傾けて調整され、胸部を適切な測定位置に位置付けるだろう。
４．完全な取り付けのため、現有資格者が、アンテナカップを胸部に対して調整するだろう。
５．メタマテリアルのリングが、最初に使われるリングのサイズに応じて、半球状の測定アンテナカップに取り付けられる。
６．吸引システムが、胸部に小規模の真空吸引システムを与えるだろう。カップ壁に向けて（さらにはアンテナに向けて）胸部を拡大するための吸引が与えられるだろう。これにより、測定誤差が最小化され、可能な限り最良の測定が実現する。
７．測定が開始されると、アンテナカップは１８０度の角度で回転するだろう。これにより、胸部の３Ｄ胸部画像が生成される。
８．測定が終了すると、胸部から真空圧が除去される。最終的には、アンテナカップからメタマテリアルのリングが取り外される。
９．メタマテリアルのリングは使い捨てであってもよく、特にリサイクルされてもよい。

図６は、実施形態に係る傾斜椅子の詳細図である。特に図６は、胸部クッション６１０、シート６２０、操作者のためのスクリーン６３０、被験者のための選択的な内部スクリーン６４０、コントロールパネル６５０、胸部カップ６６０およびマイクロ波電子回路−ｃｐｕ−流体ポンプ等を含む外部ボディ６７０を示す。

図７は、メタマテリアルの層を含む半球状のカップデザインを備える実施形態を示す。特に図７は、第１ハウジング７４０、第２ハウジング７５０および第３ハウジング７６０を示す。これらのハウジングはそれぞれ、第１メタマテリアル７１０、第２メタマテリアル７２０および第３メタマテリアル７３０を受け入れるように構成される。

図８は、円柱状のセットアップのデザインを備える実施形態を示す。特に図８は、システムが複数の吸収材ハウジング８２０を備えることを示す。これらの吸収材ハウジングはそれぞれ、アンテナ間の干渉を防ぐために、アンテナを取り囲む吸収材８１０を受け入れるように構成される。

円柱状の設定は、アクリルの円柱状のタンク（１００ｍｍＯＤ×９４ｍｍＩＤ×４９５ｍｍ）上の波の伝達を試験するように構成されるシステムである。タンクは、約３．５リットルの容積をなす。このタンクは、試験対象（例えば、アームやレッグのようなファントムまたはボディ）で満たされる。

実施形態では、動作アンテナは、５×５のパターンで与えられ、２５個の送信および受信ポイントを形成する。しかしながら、任意の好適な形状の任意の数の動作アンテナが用いられてもよい、と考えてよい。いくつかの実施形態では、進行波と残りの受信機との干渉を防ぐ目的で、空洞状にデザインされた部分（セクションＡ−Ａ）が吸収材（４）で満たされる。いくつかの実施形態では、構造はモジュラーである。これにより、いつでも、所定の円柱形状の追加のアンテナを与えることができる。

３Ｄのスキャンおよびプリント技術は、医療分野でのカスタマイゼーションを開拓した。所有権のある、生体適合性の薬剤接触物質を使うことで、特定の個人に完全に適合するパーツを作ることができる。前述の、そして添付の図面で説明される共形のジオメトリは、画像化技術の新たなツールをもたらす技術的優位性を持つ。

いくつかの実施形態は、以下を与える。
−身体のパーツのジオメトリを認識するための、身体のパーツの３Ｄスキャン。
−ＣＡＤソフトウェアにより生成され、チェックされる３Ｄモデル。これにより、表面その他が確定される。
−画像解像度を改良する目的で、アルゴリズムを動的に交換／変更するための、ジオメトリ座標の埋め込み。
−診断を改善するための、カスタムシェイプのような３Ｄプリント。

３Ｄプリントを使う実施形態により、マスカスタマイゼーションが可能となる。すなわち、複数の個別のアイテムが同時に生産される。これにより、製造効率が向上し、時間とエネルギーとが節約される。いくつかの実施形態では、効率的なイメージングシステムのための消耗品は、３Ｄプリントされる。いくつかの実施形態では、個体の３ＤモデルをプリントするためのＳＴＬファイルを生成する目的で、患者の３Ｄスキャン、ＣＴまたはＭＲＩスキャンが使われる。その後これらのＳＴＬファイルは、消耗品部品のためのテンプレートとして利用される。弾性メタマテリアルにより、システムは、生物学的標的のサイズや形状の相違を補償することができる。特に、アルゴリズムによって形成される標的の正確な再構成を確実にするために、スキャン中の各アンテナの正確な位置付けに関する情報を用いることができる。いくつかの実施形態では、アンテナの位置情報は、アルゴリズムへの入力として与えられる。

１歳から４４歳までの主な死因は外傷である。従って、外傷治療の重要な要素は、治療形跡や出血症候を認識することにある。大量出血は生命の危険につながるため、迅速な治療が必要である。いくつかの実施形態では、異なるパターンの様々なアンテナを与えるように構成されたマイクロ波イメージングヘッドキャップが与えられる。これは、外傷における内出血を迅速に認識することを目的とする。

図９は、実施形態に係るヘッドキャップを示す。図１０は、胴体（ａ）、腕（ｂ）、膝（ｃ）および脚（ｄ）に装着可能な画像化デバイスを備える別の実施形態を示す。

従って、いくつかの実施形態では、生物学的標的の形状に適合するために、第１ハウジングは非剛性である、と理解されてよい。同様に、いくつかの実施形態では、撮像チェンバの内壁の形状に実質的に適合するために、メタマテリアルは非剛性である、と理解されてよい。

第１ハウジングを備えるアンテナマウントが与えられる。この第１ハウジングは、生物学的標的を受け入れるための撮像チェンバを、少なくとも部分的に定義する。第１ハウジングは、複数の第１アンテナソケットを備える。第１アンテナソケットの各々は、それぞれのアンテナを受け入れ、各アンテナを撮像チェンバ内に導く。第１ハウジングは、撮像チェンバの周りを回転するように構成される。選択的にアンテナマウントは、第２ハウジングをさらに備えてよい。第２ハウジングは、撮像チェンバの周りを独立に回転するように構成される。

（アンテナアレイ）
システムの核となる部品は、マイクロ波アンテナアレイである。十分な数の送信機および受信機が、ある領域（例えば、半円状／半球状の領域）に設置される。散乱された領域を測定することにより特性を特徴づけるために、これらの送信機および受信機が、（選択的には、適切なモータ回転運動により）試験対象を完全に取り囲んでよい。いくつかの実施形態では、ボディ部分が、患者に適合するように、調整可能なサイズおよび形状のカップに配置される。

代替的にいくつかの実施形態では、各センサのあるものは送信機として起動され、残りのセンサは散乱された信号を受信する。これにより、再構成処理において、あらゆる方向からの情報（強度および位相）を使用することができる。これは、いわゆるマルチスタティックアプローチである。この場合、データ収集のために、実口径のアレイが使用される。
このアプローチは、異なる経路を通過して伝播する複数の受信信号を使用する。これにより、腫瘍に関するさらなる情報が収集される。複数の偏波アンテナの設計と実装により、この複数角度の映像を改良することができる。

これらのアンテナに望まれる特性は、高周波数帯域での動作可能性、コンパクトなサイズ、２つの独立な直線偏光、近辺の干渉からの分離、高輻射効率を含む。いくつかの実施形態は、ダイポールアンテナ、パッチアンテナ、スロットアンテナ、および／または、ヴィヴィルディアンテナを利用する。別の実施形態は、異なる角度での回転スキャンを改善するために、ＭＥＭＳ可動アンテナを利用する。この実施形態は、２つの独立な直線偏光を生成することができる。この結果、組織内部を正確に撮像する可能性が向上する。
照射信号として、８００ＭＨｚから４ＧＨｚの周波数スペクトルを有する広帯域パルス信号が提示される。なぜなら、こうした照射信号は、単一周波数の再構成よりも高い画像解像度を与えるため、偽陽性の検出と解釈される可能性のある雑音が低減された画像を取得するからである。

（メタマテリアルマッチング媒体）
本開示では、アンテナアレイと人体との間に、メタマテリアルマッチング媒体が配置される。この部品の目的は、組織領域へのマイクロ波の侵入を最大化することにある。通常マイクロ波は、周辺の大気環境から侵入するとき、皮膚組織で著しく反射される。すなわち、いくつかの実施形態では、メタマテリアルは、生物学的標的とインピーダンス整合するように構成される。いくつかの実施形態は、金属誘電性材料を使用する。

メタマテリアルは、ＥＭ輻射にある種の特性を与えることのできる人工的な構造であり、自然界に見出すことはできない。図１１に示されるように、この構造は、２つの層からなるものであってよい。下の方から見て、第１の層は、特定の寸法およびＥＭ特性を有する誘電体材料である。第２の層は、銅である。第２の層は、特定の製造プロセスを用いて、誘電体の頂部にプリントされる。第２の層は、衝突ＥＭ波と対向する。これら２つの層の組み合わせは、波に影響を及ぼして、メタマテリアルの背後にある胸部皮膚組織からの反射を最小化する。いくつかの実施形態では、メタマテリアルは、撮像チェンバの内壁を覆うように構成された、少なくとも１つのメタマテリアル層を備える。

図１１は、メタマテリアルの模式図である（側面図）。銅の層がＥＭ波と対向し、誘電性の基板が人の胸部組織の上に置かれる。特に図１１は、メタマテリアル１１２０の誘電体層１１３０に物理的に接触する、胸部組織１１１０を示す。誘電体層１１３０は、誘電体の厚さ１１５０を有する。メタマテリアル１１２０は、前部層１１７０を形成する銅層１１６０をさらに備える。銅層１１６０は、ＥＭ波と対向する複数の「メタ要素」を備える。

いくつかの実施形態では、メタマテリアルの厚さは、サブ波長（すなわち、動作中の最大周波数の波長より短い）である。動作周波数は、１−４ＧＨｚの範囲にある。すなわち、いくつかの実施形態では、アンテナの各々は、マイクロ波信号を放射または受信するように構成された高周波アンテナである。そしてメタマテリアル層の各々は、マイクロ波信号の波長より短い少なくとも１つの寸法を有する。いくつかの実施形態では、少なくとも１つの寸法は、メタマテリアル層の厚さを含む。

銅層のデザインは、誘電体表面上で一定の間隔で反復される。これにより、パターンが形成される。従って、図１２に示されるように、パターンは複数の単一要素からなる。図１２は、メタマテリアルは、誘電体／銅の要素の各単一要素のｘ軸およびｙ軸方向のパターンであることを示す。銅層のデザインは、動作の周波数ごとに特定される。特に図１２は、材料１２１０（例えば、誘電体）で形成される基板上に構成された、四角形の要素１２２０（例えば、銅要素）の通常のアレイを示す。

通常は、特定の銅のデザインが、特定の動作周波数に紐付けられる。しかしながら、ある範囲の周波数で動作できるように、メタマテリアルは調整可能であってもよい。すなわち、いくつかの実施形態では、メタマテリアルは、動的に調整可能な動作周波数を有する。調整は、機械的延長かマイクロ流体によって実現できる。前者の場合、機械的な力がメタマテリアル上に与えられる。これによりメタマテリアルは、所望の周波数に応じて物理的寸法が変化する。後者の場合、構造内に液体が注入され、銅層あるいは基板のいずれかの一部となってよい。液体は、金属その他の材料であってよい。液体が存在することにより、構造の電磁気的特性が変化する。これにより、周波数共鳴が変化する。

すなわち、静的なメタマテリアルのデザインに加えて、いくつかの実施形態では、要素は周波数とともに動的に調整可能であってよい。これは、メタマテリアルの動作周波数帯域が、外部から自在に、かつ能動的に調整され得ることを意味する。興味のある調整可能なメタマテリアルには、３つの主要なタイプ、すなわち、電圧可調ＭＥＭＳ、マイクロ流体チャネル、および光学的可調がある。

電圧可調メタマテリアルの場合、ＭＥＭＳ（ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｓｙｓｔｅｍｓ）バラクタのような電圧制御調整要素が使われる。バラクタを備えるメタマテリアル要素の各々全体に電圧を印加することにより、例えば静電引力を用いて、距離（高さ）を調整することができる。このメタマテリアルの２つの層間の距離を変えることで、要素のキャパシタンスの変化により、共鳴周波数もまた変化する。

マイクロ流体チャネルメタマテリアルの場合、小さな空洞管が、各メタマテリアル要素の上部または下部を走る。この管は、自在に液体（典型的には水）で満たされ、オン−オフを切り替え可能である。管が水で満たされると、メタマテリアル要素の近辺の誘電率が変化する（誘電率は、空気や誘電体より高くなる）。これにより、共鳴周波数全体を調整することができる。

図１３は、基板１３７０上に与えられた複数のメタマテリアル要素１３５０を示す。さらに図１３は、複数の第１メタマテリアル要素に接触する第１マイクロ流体チャネル１３１０、複数の第２メタマテリアル要素に接触する第２マイクロ流体チャネル１３２０、および複数の第３メタマテリアル要素に接触する第３マイクロ流体チャネル１３３０を示す。

光学的可調の場合、メタマテリアル要素は一部に、光導電性半導体のような光感受性材料を備える。光感受性材料は、該材料上への光の入射によって変化することのできる誘電率と伝導率を有する。例えば、８００ｎｍのポンプダイオード光源を使うことができる。これは、材料の伝導率が自在に調整可能であることを意味する。これにより、材料を横断して電流を流すことができる。その結果、後者の場合は導電性（金属）領域が拡大するため、メタマテリアルの形状を変えることができる。これは、メタマテリアルの形状全体に影響を与えるため、共鳴周波数が調整される。例えば、メタマテリアル要素の大半が金属布であって、この布のエッジが光導電性材料で構成されている場合、ポンプ光のオン−オフを切り替えることにより、光導電性材料が導電性または非導電性となるため、布のエッジの長さが調整される（より短くまたはより長く）だろう。図１４は、メタマテリアル要素１４０１と、このような可調性を与えることができるように構成された複数の光導電性材料１４０２と、を示す。

従って、いくつかの実施形態では、システムは、第２部品の周期的アレイの第２部品に接触するマイクロ流体チャネルをさらに備える、と理解されてよい。いくつかの実施形態では、システムは、第２部品の周期的アレイの第２部品に、流体を選択的に与えることができるように構成されたマイクロ流体コントローラをさらに備える。選択的に、流体は水である。他の実施形態では、メタマテリアルは、光導電性材料または光感受性誘電率を有する材料を備える。

すべての実施形態で、胸部組織の前面にメタマテリアルが存在することにより、エネルギー侵入が増加し、より高いパワーが組織の反対側で受信され得るという効果を奏する。これにより、受信された信号のＳＮＲが向上する。これにより、ソフトウェアアルゴリズムの性能が向上する。従って、メタマテリアルは、システムの必須部分であり、メタマテリアルなしにはシステムは動作しないだろう。メタマテリアルは、膜またはフィルムであると考えてよい。

いくつかの実施形態では、銅のデザインは、組織と同じ形状の誘電体上にプリントされる。これにより、組織をメタマテリアル内に囲い込むことができ、メタマテリアルと組織との間の隙間の生成を防止することができる（こうした隙間は性能低下の原因となる）。基板は、１つ以上の誘電体層で構成されてよい。誘電体の各々は、構造全体に対して特定の機械的および実用的特性を示し、使用と製造を確実に容易とする。

すなわち、いくつかの実施形態では、メタマテリアル層の各々は、第２部品の周期的アレイを支持するように構成された第１部品を備える。いくつかの実施形態では、第１部品は、非剛性であり、選択的には可撓性、および／または、伸長性である。第１部品は、弾性体であってよい。第１部品は、実質的に第２部品のためのものであると考えてよい。いくつかの実施形態では、第１部品は誘電性部品であり、第２部品は導電性部品である。あるいは他の実施形態では、第１部品は導電性部品であり、第２部品は誘電性部品である。いくつかの実施形態では、少なくとも１つの寸法（これは、マイクロ波信号の波長より小さい）は、複数の第２部品のうちの少なくとも１つの第２部品の寸法を含む。いくつかの実施形態では、第１部品は、低表面エネルギーポリマー（例えば、ポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ）やポリイミド）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリメチル・メタクリレート（ＰＭＭＡ）およびポリスチレン等の、可撓性の誘電体である

いくつかの実施形態では、第２部品の各々は、四角形または十字形の部品を備える。図１３に、円柱状の基板上にデザインされる２つの代替的な実施形態が示される。図１５は、メタマテリアルのための十字形のエルサレムデザインを示す。メタマテリアルは、誘電性基板上にプリントされた銅である。この銅層は、３ｍｍの厚さの基板上にプリントされた。図１６は、メタマテリアルを備えないものに対する、所与の実施形態の性能を示す。特に図１６は、胸部ファントム内部のエネルギー吸収を示す。実施形態に係るメタマテリアルのデザインが存在する場合、エネルギー吸収は最大で７５％向上した。シミュレーション結果で使われた性能基準は、胸部ファントム内のエネルギー吸収である。図１６は、いずれかのメタマテリアルのデザインを追加することにより、ファントム内のエネルギー吸収が、特定の周波数において最大で７５％向上したことを示す。図１６のデータポイント１６０３は第１の実施形態を示し、データポイント１６０２は第２の実施形態を示し、データポイント１６０１はメタマテリアルを備えないものから得られたデータを示す。最後に、図１７は、円柱状またはリング状のセットアップにおけるメタマテリアルの配置を示す。

当業者は、任意の特定の生物学的標的とのインピーダンス整合を取るために、どのようにメタマテリアルをデザインすればよいかを理解しているだろう。

第１の実施例では、マイクロ波放射は９３ｍｍの波長を有し、生物学的標的は女性の胸部である。本例では、メタマテリアルは、Ｒｏｇｅｒｓ５８８０（登録商標）基板と、銅要素のアレイと、を備える。これらの銅要素の各々は、四角形と十字形とを重ね合わせた形状（図１５ａ）を備える。誘電性基板は、３．１７５ｍｍの厚さを有する。図１５ａを参照すると、各導電性要素のサイズは、ａ＝１．２１ｍｍ、ｂ＝８．０４ｍｍ、ｃ＝２．４５ｍｍ、ｄ＝８．０４ｍｍ、ｅ＝１．２１ｍｍである。導電性要素は、１０．８８ｍｍの間隔をおいて配置される。

いくつかの実施形態では、第１部品はさらに、第３部品の周期的なアレイを、複数の第２部品に対して第１部品と反対側に支持するように配置される。ここで、少なくとも１つの寸法は、複数の第３部品のうちの少なくとも１つの第３部品の寸法である。

第２の実施例では、マイク波放射は１５０ｍｍの波長を有し、生物学的標的は人の腕（上腕）である。本例では、メタマテリアルは、Ｒｏｇｅｒｓ５８８０（登録商標）基板と、銅要素のアレイと、を備える。これらの銅要素の各々は、四角形と十字形とを重ね合わせた形状（図１５ｂ）を備える。誘電性基板は、３．１７５ｍｍの厚さを有する。図１５ｂを参照すると、各導電性要素のサイズは、ａ＝４．７ｍｍ、ｂ＝３．５ｍｍ、ｃ＝８．０５ｍｍ、ｄ＝３．５ｍｍ、ｅ＝４．７ｍｍ、ｆ＝４．２２ｍｍである。導電性要素は、１．８３ｍｍの間隔をおいて配置される。

いくつかの実施形態では、導電性要素は、任意の好適な技術を用いて、基板上にコーティングまたはプリントされる。これにより、確実な接着が実現される。別の実施形態では、導電性要素は、写真法を用いて、基板上に形成される。

以上のことから、いくつかの実施形態では、第２部品の各々は、追加的なエッジをさらに備えてよいと理解してよい。このエッジは、四角形または十字形の部品に対して追加された。いくつかの実施形態では、第２部品の各々は、四角形と十字形とを重ね合わせた形状を有する。

（システムハードウェアおよびエレクトロニクス）
本部品は、的確な信号を用いてアンテナアレイの給電を制御し、０．８−４ＧＨｚのＵＷＢ受信信号を収集および記録する。この部品はまた、組織画像情報を再構成するソフトウェアアルゴリズムとインタフェースする。

いくつかの実施形態では、システムは以下を備える。
１）アンテナサブシステム、すなわちマイクロ波アンテナ要素のアレイ。
２）中規模パワーのＲＦマルチプレクサ。これにより、ＲＦ送信をアンテナ要素の任意の１つに決めることができる。このとき他のアンテナ要素は、受信機となる。
３）パルス化された周波数、掃引された周波数またはステップされた周波数の送信信号を生成可能にプログラマブルな、ＲＦ超広帯域信号生成器。
４）送信信号を約２Ｗまで増幅可能なパワーアンプ（将来）。
５）必要なすべてのフロントエンドフィルタを含む、高ダイナミック（約１００ｄＢ）かつ低雑音（２−４ｄＢ）の超広帯域ＲＦ受信機。
６）各受信アンテナを、一度に一つずつ受信機の入力に接続する高速ＲＦスイッチ。
７）パルス化された送信信号の場合、受信機の出力は、高速データコンバータシステムから直接サンプルされる（１０ビットが必要であれば少なくとも８ＧＳＰＳで）。
８）ステップされた周波数信号の場合、信号生成器と同期したベースバンドダウンコンバータが、安価なデータコンバータシステムを用いてサンプル可能な狭帯域のベースバンド信号を生成することができる。
９）アンテナアレイを回転することができ、関心対象の半球領域を覆うことのできる機械的システム。
１０）信号生成器、マルチプレクサ、スイッチ、機械的回転器およびデータ生成を同期させる、同期サブシステム。
１１）すべてのサブシステムを、制御ステーションから制御、設定および再プログラム可能とするデジタルインタフェース。
１２）組み込み型の自己試験システム。

これらの特徴のいくつかは選択的であり、これらの特徴のいくつかは同等のものに容易に置換可能であることは、容易に理解できるだろう。

いくつかの実施形態では、ＲＦシステムは、以下のサブシステムを備える。ａ）ＲＦマルチプレクサ、ｂ）送信機、ｃ）受信機およびｄ）プロセッサシステム。図１６に、実施形態に係るＲＦシステムのブロック図を示す。

ＲＦマルチプレクサは、１６個のアンテナのうちの１つを送信経路の出力に接続し、残り１５個のアンテナのうちの任意の１つを受信経路の入力に接続する。ＲＦマルチプレクサは、システムファームウェアによって制御され、システムのために特に設計されたソフトウェアによって遠隔から制御される。

このようにして、マイクロ波イメージングシステムが与えられる。このマイクロ波イメージングシステムは、以下を備える。前述のアンテナシステム。各々がアンテナマウントのアンテナソケットのそれぞれに固定される、複数のアンテナ。マイクロ波放射源。マルチプレクサ。このマルチプレクサは、第１のマイクロ波信号を撮像チェンバ内に送信するために、複数のアンテナのうちの１つを駆動するように構成される。またこのマルチプレクサは、生物学的標的に関する第１のマイクロ波データを形成する目的で、撮像チェンバからの第１のマイクロ波信号に応答して、マイクロ波放射を受信するために、複数のアンテナのうちの他の少なくとも２つのアンテナを駆動するように構成される。いくつかの実施形態では、第１のマイクロ波信号は、８００ＭＨｚから４ＧＨｚの範囲の周波数を有する。

マイクロ波イメージングシステムは、さらに以下を備える。モータ。モータコントローラ。同期サブシステム。モータコントローラは、第１ハウジングを、１８０度を超えない角度で回転させるように構成される。同期サブシステムは、第１ハウジングが回転した後、複数のアンテナのうちの１つを用いて、第２のマイクロ波信号が撮像チェンバ内に送信されるように構成される。同期サブシステムはまた、第１ハウジングが回転した後、生物学的標的に関する第２のマイクロ波データを形成する目的で、撮像チェンバからの第２のマイクロ波信号に応答して、複数のアンテナのうちの他の少なくとも２つのアンテナが、マイクロ波放射を受信するように構成される。いくつかの実施形態では、第２のマイクロ波信号は、８００ＭＨｚから４ＧＨｚの範囲の周波数を有する。

いくつかの実施形態では、さらなる「アンテナリング」を形成するために、モータはまた、ｚ−方向に上下に運動するように構成されてもよい。いくつかの実施形態では、この構成は、（カップ状の撮像ジオメトリでなく）円柱状の撮像ジオメトリを与えるために使われる。いくつかの実施形態では、モータは、第１ハウジングの線形運動を与えるように構成される。

第１のマイクロ波信号は、第２のマイクロ波信号と異なる動作周波数を有してよい。いくつかの実施形態では、生物学的標的に関する複数のマイクロ波データを収集する目的で、マルチプレクサは、あるアンテナが送信機として駆動され、別のアンテナが受信機として駆動されるように、各アンテナを交互に駆動するように構成される。さらなる実施形態では、第１ハウジングは、マイクロ波信号の各送信の間に回転される。選択的には、このとき、第１ハウジングは、マイクロ波信号の各送信の間に０度から９０度回転される。いくつかの実施形態では、複数のアンテナのうち少なくとも１つは、楕円状の単平面アンテナであり、選択的には１から４ＧＨｚで動作し、さらに選択的には１．５から３．４ＧＨｚで動作する。

図１８は特に、ＲＦトランスミッタ１６２０を備えるＲＦ送信機１６１０、ＲＦ受信機１６３０およびＲＦマルチプレクサ１６５０を示す。ＲＦトランスミッタ１６２０は、順に、Ｔｘ生成器１６２１、フィルタ１６２２、可変減衰器１６２３、Ｔｘパワーアンプ１６２４を備える。Ｔｘパワーアンプ１６２４の出力は、ＲＦマルチプレクサ１６５０の入力として与えられる。ＲＦマルチプレクサ１６５０の出力は、ＲＦ受信機の入力として与えられる。ＲＦ受信機１６３０は、順にＲｘＬＮＡ１６３４、ミキサ１６３３、フィルタ１６３５およびＩＱデモジュレータ１６３６を備える。ＲＦ受信機１６３０からの出力は、ＰＣ制御マイクロプロセッサ１６８０の入力として与えられる。ＰＣ制御マイクロプロセッサ１６８０は、ユーザ１６７０と双方向通信する。ＰＣ制御マイクロプロセッサ１６８０は、ＲＦ送信機１６１０への入力を与える。ＲＦ送信機１６１０は、クロック１６４０をさらに備える。クロック１６４０は、Ｔｘ生成器１６２１への入力と、ＲＦ受信機１６３０の第１ローカル発振器１６３７への入力と、ＲＦ受信機１６３０の第２ローカル発振器１６３１への入力と、を与えるように構成される。ＲＦ受信機１６３０の第１ローカル発振器１６３７は、ＩＱデモジュレータ１６３６への入力を与える。ＲＦ受信機１６３０の第２ローカル発振器１６３１は、可変ゲインアンプ１６３２への入力を与える。そして可変ゲインアンプ１６３２は、ミキサ１６３３への入力を与える。ＲＦマルチプレクサ１６５０は、複数のアンテナ１６６１−１６６８に接続される。

トランスミッタユニットは、ＣＬＫ参照サブシステムと、ＲＦＴｘ生成器と、Ｔｘフィルタバンクと、Ｔｘ可変減衰器と、Ｔｘパワーアンプと、から構成される。ＣＬＫ参照サブシステムは、送信経路および受信経路に共通である。Ｔｘパワーアンプは、ＲＦマルチプレクサにＴｘ信号を供給する。ＣＬＫ参照は、非常に安定なクロック生成器であって、ＴｘおよびＲｘのすべてのサブシステムに正確なタイミングを与えるために使われる。実施形態は、非常に低いジッタ性能（５ｐｓｅｃより良好な）を有するＣＬＫを使用する。ＣＬＫ参照は、アナログＰＬＬ−ＶＣＯからなるＲＦＴｘ生成器を駆動する。このＰＬＬは、デジタルシリアルインタフェースを介して制御されるコンピュータである。このＰＬＬは内部に、統合された低位相雑音の電圧制御形発振器を有する。このサブシステムの位相雑音は、受信サブシステムに、究極的な感度と解像度とを与える。次のサブシステムは、Ｔｘフィルタバンクである。このサブシステムは、前段のサブシステム（ＲＦＴｘ生成器）からの高調波成分を最小化するために必要とされる。送信機が０．８−４ＧＨｚの広帯域で動作するのに対し、高調波のレベルは、送信機の動作周波数に応じて２０ｄＢｃから１０ｄＢｃの範囲を取る。これらのレベルを最小化するために、Ｔｘフィルタバンクは、コーナ周波数が１．２ＧＨｚ、２．４ＧＨｚおよび３．９ＧＨｚである３つのローパスフィルタを含む。これらのフィルタは、Ｔｘ動作周波数帯に応じて選択することができ、Ｔｘ生成器で生成された高調波に対して、少なくとも３０ｄＢのリジェクションを与える。オペレータが、すべてのシステムを広いオープンな広帯域周波数モードで動作させる必要がある場合、フィルタバンク内には、フィルタをバイパスする能力も存在する。次のＴｘ可変減衰器は、少なくとも３０ｄＢの減衰範囲を与える低雑音アナログ減衰器回路を備える。このパワーレベルの柔軟性は、受信機フロントエンドを圧迫するような超過パワーを送信するために必要とされる。送信されるパワーレベルは、検査される標的の位置やタイプに依存する。次の送信機サブモジュールであるＴｘパワーアンプサブシステムは、０．８−４ＧＨｚの全周波数帯域で少なくとも３４ｄＢのゲインを持つ２段階のパワーアンプデザインである。最後の送信経路アンテナマルチプレクサは、複数のアナログＲＦスイッチからなり、ＴｘアンテナとＲｘアンテナとの様々な組み合わせを実現するための柔軟性を与える。すべてのアンテナマルチプレクサは、ＰＣで制御される。これにより、任意のアンテナが送信要素として機能し、残りのアンテナが受信要素として機能する。

受信システムは、以下のサブシステムからなる。
ａ）受信経路マルチプレクサ。
ｂ）ＹＩＧ事前選択フィルタ。
ｃ）ＲｘＬＮＡ。
ｄ）第１ミキサ。
ｅ）第１ＬＯ生成器。
ｆ）第２ＬＯ生成器。
ｇ）ＩＱデモジュレータ。

受信経路マルチプレクサは、ＴＸ経路マルチプレクサと同様である。ＲＦ受信機のフロントエンドは、望まれない送信信号／受信信号に対して脆弱である。これらの望まれない信号は、受信システムの感度を制限する。ＭｉＳＣＡＮシステム（これは、極めて低雑音の良好な性能を持つように設計される）におけるこうした状況を防ぐために、ＹＩＧ調整されたバンドパスフィルタが実装される。典型的にはこのフィルタは、瞬時帯域幅１５ＭＨｚを有し、０．８−４ＧＨｚのＲＦ周波数帯域幅全体で調整可能である。このフィルタの典型的な挿入損失は２ｄＢであり、その選択性はチェビシェフタイプのフィルタの７次のーダに相当する。

受信機のアーキテクチャは、スーパーヘテロダインである。従って、２段階の周波数の送信が行われる。第１ミキササブシステムは、受信信号を中間周波数にダウンコンバートする。このダウンコンバートの前に、低雑音アンプのカスケードが、受信信号を少なくとも３０ｄＢ増幅する。相互変調（高調波成分の増加）により、所望の受信信号の相互変調成分からの識別は制限を受ける。こうした問題を可能な限り避ける目的で、ダウンコンバージョンミキサは、高度に線形である。ＩＦ信号は、音響表面波バンドパスフィルタを用いてバンド制限される。これにより、究極的な選択性が与えられる。第１ローカル発振器は、ＲＦＴｘ生成器のＰＬＬ−ＶＣＯチップと同じチップに基づく。位相干渉性を得るために、第１ローカル発振器は、送信機と同じクロック生成器で駆動される。第１ローカル発振器のＲＦ出力は、第１ミキサシステムのミキサのローカル発振器ポートを起動するために使われる。第２ローカル発振器もまた、第１ローカル発振器システムと同じＰＬＬ−ＶＣＣチップを使っている。これもまた、前段の周波数生成器に対する位相干渉性を持つ。このシステムのＲＦ出力は、ベースバンドのＩＱデモジュレータサブシステムに、ローカル発振器起動を与えるために使われる。

ＩＱデモジュレーションは、低雑音高感度ＩＱデモジュレータチップを用いて実行される。このチップは、広帯域ＩＱデモジュレータである。この広帯域ＩＱデモジュレータは、統合型電圧可変ＲＦアンプと、ＩＱ信号のためのベースバンド電圧ゲインアンプと、統合型ハイブリッドカプラー機能システムと、を備える。このチップは、的確なＩＱデモジュレータ性能に必要な０／９０度のローカル発振器位相差を、内部で生成するために使われる。ＩＱデモジュレータは、送信信号に対する位相干渉性により起動される。ベースバンドの「Ｔ」および「Ｑ」信号を的確にデモジュレートするために、位相干渉性は極めて重要である。このベースバンドの「Ｔ」および「Ｑ」信号は、Ｔｘで送信されたＲＦ信号と、Ｒｘで受信された標的反射からのＲＦ信号とを合成することにより生成される。

ｕＰシステムは、８０ＭＨｚで動作するハイエンドのマイクロプセッサと、周辺チップ（ＥＥＰＲＯＭ、ＦＬＡＳＨ、通信用送信チップ、Ｄ／Ａコンバータ、リアルタイムクロック、ＹＩＧフィルタドライバ、等）のセットと、からなる。ｕＰは内部に、動作機能とネットワーク通信を実行するために必要な周辺チップを豊富に有する。システムは、ＲＳ４８５を介して、アドホックネットワークに接続される。ボードをコンピュータドライバソフトウェアに接続するために、単純な２ワイヤケーブルが必要である。システムファームウェアは、ＣＰＵの設定に必要な機能、ＡＭＳリンクの確立、ソフトウェアデバイスドライバからのコマンドのハンドリング、およびモーションシステムの制御を実行する。特別に設計されたファームウェアライブラリは、他のシステムを実行するための一般ツールである。

（撮像アルゴリズム）
以下が容易に理解できるだろう。いくつかの実施形態では、プロセッサが与えられる。このプロセッサは、受信したマイクロ波データに基づいて、生物学的標的のマイクロ波トモグラフィを実行するように構成され、選択的に、健常なまたは悪性癌のある組織、骨、内出血外傷領域、あるいは軟骨を画像化するように構成される。

医療応用のための定量的なマイクロ波イメージングは、電磁気学的（ＥＭ）逆散乱問題を解くことにより、組織領域における誘電特性の空間的分布を評価する。マイクロ波トモグラフィでは、アンテナアレイが、患者の人体内部の関心領域を取り囲む。散乱されたエネルギーが、アレイにより記録される。そして、検査された組織の複素誘電率を再構成する非線形逆問題を解いて、プローブされた画像を形成するために、ＥＭ逆散乱アルゴリズムが信号を処理する。

一般に医療診断のためのマイクロ波イメージング法は、逆散乱問題に対する効果的な解決を必要とする。特に、ＭＷＩ問題の解決には、主に以下の２つの戦略が取られる。第１の戦略は、逆問題の線形化につながる一種の近似に基づく。線形アプローチの一例は、回折トモグラフィである。基本的で簡潔な仮定（ボルン近似のような）が有効なときには、多くの実用的な問題に、回折トモグラフィが適用されてきた。方法の第２のファミリは、数値的な最適化技術に基づく反復的アルゴリズムの改良を目指す。これらの反復的アルゴリズムにより、複数の散乱効果がある程度考慮される。これにより、回折限界を超えた解像度が提供される。大抵の逆散乱問題における主要な問題は、コストその他の実用的問題によりデータ収集が制限されることによる。結果として、多くの場合、（既知の）データポイントの数は、（未知の）再構成ポイントの数に比べて大幅に小さくなる。従って、非線形逆散乱問題は不良設定問題となる。この問題に対処するために採用される通常の規則化スキームでは、高周波数データが抑圧され、ＭＷＩシステムの解像度は著しく低減される。

提案された画像化システムは、歪ボルン反復法（ＤＢＩＭ）に基づくマイクロ波トモグラフィアルゴリズムに焦点をあてる。ＤＢＩＭは、積分方程式で記述される。
ここで、Ｅ^ＳＣおよびＥ^ｔはそれぞれ、散乱された電場および全電場である。Ｅ^ｂは背景誘電率（背景場）の存在下での入射場である。Ｇ^ｂは、背景のための動的グリーン関数である。Δε（ｒ）は、再構成されるべき未知の誘電率である。

ＥＭ逆散乱にガウス−ニュートン最適化を適用するのと同様に、ＤＢＩＭは、各ＤＢＩＭ反復における一組の一次方程式により、非線形逆散乱問題を近似する。結果として生じる線形問題は一般に劣決定であるため、数値計算を要する。その迅速で正確な解は、未知のプロファイルの現実的評価への収束のために重要である。さらに、この逆問題の解は、測定ノイズに対して敏感であり、撮像領域に関する先験的な情報（これは、反復アルゴリズムのための「初期ガウス」として使われる）に依存する。従って、アルゴリズムの安定性と結果画像の解像度向上のためには、特別な技術を用いる必要がある。

この目的のために、本発明者らが採用した撮像アルゴリズムは、革新的な方法で撮像性能を改善するために、いくつかの技術を使う。
・アルゴリズムの各反復で使われる前段の解は、ＦＤＴＤ法のＧＰＵ実装に基づく。この実装は、ＣＵＤＡプログラミング言語に基づく。その結果、ＧＰＵのないコードに比べて、計算は６０倍高速となる。システムのこのような特性により、２次元画像化はリアルタイムで、３次元画像化は２４時間より短い時間で実現される。
・各反復［５］で線形逆問題を解決するために、最初に２ステップの反復的な収縮／閾値（ＴｗＩＳＴ）アルゴリズムが適用される。通常のアルゴリズムに比べ、ＴｗＩＳＴは、格段に早いコンバージェンスレートが実現され、劣問題に対してよりロバストな解が導かれる。アルゴリズムは、以下の方程式により、数学的に記述できる。
ここで、パラメータαおよびβは、そのときの問題に依存する。提案する撮像システムにＤＢＩＭアプローチを適用するために、ＴｗＩＳＴアルゴリズムのこれらのおよび別のパラメータは、ユニークな方法で慎重に最適化される。
・現行のマイクロ波トモグラフィシステム（２ＧＨｚを超える周波数が、安定性を保証すると考える）の解像度を改善する目的で、１．０−４．０ＧＨｚの範囲にある複数の周波数データが、ＤＢＩＭアルゴリズムとともに使われる。これに対し、提案されたアルゴリズムは、逆過程を２つのステップに分割することにより、安定性を保証する。組織の平均的特性をより正確に評価する目的で、第１のステップは、均一な組織モデルを仮定する。そして第１のステップは、逆問題に対する低解像度の解を見出すために、１ＧＨｚの低周波数を利用する。第２のステップは、４．０ＧＨｚまでのデータを用いて、より解像度の高い詳細解に重点を置く。この２つのステップのプロセスは、高周波数データ（第２のステップ）に基づく拡張解を用いて、安定コンバージェンスと最適解（第１のステップ）とを組み合わせるというユニークな方法である。
・このアルゴリズムはまた、ウェーブレット基板に対する投影を用いた再構成も可能とする。反復歪アルゴリズムと結びついたウェーブレットに対する投影もまた、実験的な撮像システムとしては初めて提案されたものである。

いくつかの実施形態では、プロセッサは、第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムを用いて、８００ＭＨｚ−１．５ＧＨｚの送信マイクロ波に応答して受信されたマイクロ波データを処理し、また、第２の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムを用いて、１．５Ｈｚ−４ＧＨｚの送信マイクロ波に応答して受信したマイクロ波データを処理するように構成される。ここで、第２の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムへの入力は、第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムの出力である。そして第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムの出力は、生物学的標的の定量的なトモグラフィック画像である。選択的に、第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムへの入力は、生物学的標的の特性に関する事前知識を含まない。

いくつかの実施形態では、システムは、ジオメトリ、各ハウジングのサイズおよび／または形状に関するデータを受信する。さらにシステムは、ジオメトリ、各ハウジングのサイズおよび／または形状に関するデータに基づいて、第１および／または第２の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムのパラメータを決定する。いくつかの実施形態では、ジオメトリ、各ハウジングのサイズおよび／または形状に関するデータは、スキャンデザインされたプリントデータである。

いくつかの有利な実施形態では、ソフトウェアシステムは、グラフィックス処理ユニット「ＧＰＵ」の利点を持つ。ＧＰＵは、第１および第２の反復アルゴリズムの処理を高速化することができる。すなわちいくつかの実施形態では、システムは、第１および第２の反復アルゴリズムを処理するように構成されたＧＰＵを備える。

これらの技術を評価するために、複数のダイポールアンテナに囲まれた胸部ファントムに基づく数値的シミュレーションが実行された。シミュレーションは、ＵＷマディソン校の３次元ＭＲＩ駆動数値胸部ファントムレポジトリから得られた軸型胸部モデルに基づく、２次元（２−Ｄ）シミュレーションである。２−Ｄテストファントムの各々は、等間隔に配置された１６個のラインソースの円柱状のアレイによって取り囲まれる。

我々のテストでは、ＤＢＩＭアルゴリズムの各反復でのフォワードソルバーとして、均一のグリッドセル上のＦＤＴＤソルバーが使われる。アルゴリズムは、複素相対誘電率のために、デバイモデルのパラメータε∞、εｓおよびσｓを評価する。
ここで、τは、すべての組織に関する想定上の定数である。従来の実装と比較するため、我々のシミュレーションテストベッドのすべてで、ε_ｒ＝２．６の同じ無損失絶縁体背景媒体が考慮された。そして、様々な組織のデバイパラメータは、ＵＷマディソン校のレポジトリデータから採用された。

図１９に、本発明者らによるＤＢＩＭアプローチ実行に関する、優位な性能が示される。この特性は、前例のない解像度性能を示す。本アルゴリズムは、胸部構造を、２ｍｍのボクセル画像に匹敵するような詳細レベルで再現することができる。再構成された画像は、胸部組織構成や、皮膚の特性および厚さを極めて正確に評価する。再構成された画像はまた、胸部の右側領域に人工的に導入された直径１ｃｍの腫瘍を再現する。これらの画像は、前述の２ステップ処理によってのみ得られる。これにより、第１ステップの最後で安定的な低周波数（１ＧＨｚ）の再構成が得られる。この再構成はその後、複数周波数の第２ステップ再構成のための、入力評価（「イニシャルガウス」）として使われる。図１７に、デバイパラメータの１つ（ε∞）の分布が示されていることに注意されたい。しかしながら、他の２つのデバイパラメータについても同様の品質が得られる（本図では、（ａ）プロットが実像であり、（ｂ）プロットが提案されたアルゴリズムを用いて再構成された空間的な胸部組織構成である）。

以上、実施態様および実施形態を示した。しかしながら、前述の発明の概念の範囲を逸脱することなく、変形が可能である。

Claims (44)

1. アンテナマウントと、メタマテリアルと、を備え、
   前記アンテナマウントは、第１ハウジングを備え、
   前記第１ハウジングは、生物学的標的を受け入れるための撮像チェンバを、少なくとも部分的に定義し、
   前記第１ハウジングは、複数の第１アンテナソケットを備え、
   前記第１アンテナソケットの各々は、それぞれのアンテナを受け入れ、前記アンテナを撮像チェンバ内に導くように構成され、
   前記メタマテリアルは、前記撮像チェンバの内壁に結合される、
   アンテナシステム。
2. 生物学的標的の形状に適合するために、前記第１ハウジングは非剛性である、
   請求項１に記載のアンテナシステム。
3. 前記撮像チェンバの内壁の形状に実質的に適合するために、前記メタマテリアルは非剛性であり、
   選択的には、前記メタマテリアルはウェアラブルである、
   請求項１または２に記載のアンテナシステム。
4. 前記メタマテリアルは、生物学的標的とインピーダンス整合するように構成される、
   請求項１から３のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
5. 前記タマテリアルは、前記撮像チェンバの内壁を覆うように構成された、少なくとも１つのメタマテリアル層を備える、
   請求項１から４のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
6. 前記アンテナの各々は、マイクロ波信号を放射または受信するように構成された高周波アンテナであり、
   前記メタマテリアル層の各々は、マイクロ波信号の波長より短い少なくとも１つの寸法を有する、
   請求項１から５のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
7. 前記少なくとも１つの寸法は、前記メタマテリアル層の厚さを含む、
   請求項６に記載のアンテナシステム。
8. 前記メタマテリアル層の各々は、第２部品の周期的アレイを支持するように構成された第１部品を備える、
   請求項６または７に記載のアンテナシステム。
9. 前記第１部品は非剛性であり、
   選択的には、前記第１部品は、可撓性、および／または、伸長性である、
   請求項８に記載のアンテナシステム。
10. 前記第１部品は誘電性部品であり、前記第２部品は導電性部品であるか、または、
    前記第１部品は導電性部品であり、前記第２部品は誘電性部品である、
    請求項８または９に記載のアンテナシステム。
11. 少なくとも１つの寸法は、複数の前記第２部品のうちの少なくとも１つの第２部品の寸法を含む、
    請求項１０に記載のアンテナシステム。
12. 前記第２部品の各々は、四角形または十字形の部品を備える、
    請求項８から１１のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
13. 前記第２部品の各々は、追加的なエッジをさらに備える、
    前記エッジは、前記四角形または十字形の部品に対して追加された、
    請求項１２に記載のアンテナシステム。
14. 前記第２部品の各々は、四角形と十字形とを重ね合わせた形状を有する、
    請求項８から１１のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
15. 前記第１部品はさらに、第３部品の周期的なアレイを、複数の第２部品に対して第１部品と反対側に支持するように配置され、
    少なくとも１つの寸法は、複数の前記第３部品のうちの少なくとも１つの第３部品の寸法である。
    請求項８から１４のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
16. 前記メタマテリアルは、動的に調整可能な動作周波数を有する、
    請求項１から１５のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
17. 前記第２部品の周期的アレイの第２部品に接触するマイクロ流体チャネルをさらに備える、
    請求項８から１６のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
18. 前記第２部品の周期的アレイの第２材料に、流体を選択的に与えることができるように構成されたマイクロ流体コントローラをさらに備え、
    選択的に、前記流体は水である、
    請求項１７に記載のアンテナシステム。
19. 前記メタマテリアルは、光導電性材料を備える、
    請求項８から１８のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
20. 前記第１ハウジングは実質的に、球状、半球状または平行六面体のシェルであり、
    前記撮像チェンバは前記シェルの内部体である、
    請求項１から１９のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
21. 前記第１ハウジングは、前記撮像チェンバの周りを回転するように構成される、
    請求項１から２０のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
22. 第２ハウジングをさらに備え、
    前記第２ハウジングは、前記撮像チェンバを少なくとも部分的に定義し、
    前記第２ハウジングは、複数の第２アンテナソケットを備え、
    前記第２アンテナソケットの各々は、それぞれのアンテナを受け入れ、前記アンテナを前記撮像チェンバ内に導くように構成され、
    前記第２ハウジングは、前記撮像チェンバの周りを回転するように構成される、
    請求項１から２１のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
23. 前記第１ハウジングおよび前記第２ハウジングは、実質的に、球状、半球状または平面状のシェルを共同的に形成し、
    前記撮像チェンバは、前記シェルの内部ボリュームである、
    請求項２２に記載のアンテナシステム。
24. 前記第２ハウジングは、前記第１ハウジングに回転結合される、
    請求項２２または２３に記載のアンテナシステム。
25. 第３ハウジングをさらに備え、
    前記第３ハウジングは、撮像チェンバを少なくとも部分的に定義し、
    前記第３ハウジングは、複数の第３アンテナソケットを備える。
    前記第３アンテナソケットの各々は、それぞれのアンテナを受け入れ、前記アンテナを前記撮像チェンバ内に導くように構成され、
    前記第３ハウジングは、撮像チェンバの周りを回転するように構成される
    請求項２２から２４のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
26. 前記第１ハウジング、前記第２ハウジングおよび前記第３ハウジングは、実質的に、球状、半球状または平面状のシェルを共同的に形成し、
    前記撮像チェンバは、前記シェルの内部ボリュームである、
    請求項２５に記載のアンテナシステム。
27. 前記第３ハウジングは、前記第１ハウジングに回転結合される、
    請求項２５または２６に記載のアンテナシステム。
28. 前記ハウジングの各々は、前記撮像チェンバから空気を除去するための吸引システムに結合するように構成された吸引穴を備える、
    請求項１から２７のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
29. 前記メタマテリアルには穴が開けられている、
    請求項１から２８のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
30. 生物学的標的は、人の胸部、脳、胴体、腕または脚である、
    請求項１から２９のいずれか一項に記載のアンテナシステム。
31. 請求項１から２９のいずれか一項に記載のアンテナシステムと、各々がアンテナマウントのアンテナソケットのそれぞれに固定される複数のアンテナと、マイクロ波放射源と、
    マルチプレクサと、を備え、
    前記マルチプレクサは、第１のマイクロ波信号を撮像チェンバ内に送信するために、複数のアンテナのうちの１つを駆動するように構成され、
    前記マルチプレクサは、生物学的標的に関する第１のマイクロ波データを形成する目的で、前記撮像チェンバからの前記第１のマイクロ波信号に応答して、マイクロ波放射を受信するために、前記複数のアンテナのうちの他の少なくとも２つのアンテナを駆動するように構成される、
    マイクロ波イメージングシステム。
32. 前記第１のマイクロ波信号は、８００ＭＨｚから４ＧＨｚの範囲の周波数を有する、
    請求項３１に記載のマイクロ波イメージングシステム。
33. モータと、モータコントローラと、同期サブシステムと、をさらに備え、
    前記モータコントローラは、前記第１ハウジングを、１８０度を超えない角度で回転させるように構成され、
    前記同期サブシステムは、前記第１ハウジングが回転した後、複数のアンテナのうちの１つを用いて、第２のマイクロ波信号が撮像チェンバ内に送信されるように構成され、
    前記同期サブシステムはまた、前記第１ハウジングが回転した後、生物学的標的に関する第２のマイクロ波データを形成する目的で、前記撮像チェンバからの第２のマイクロ波信号に応答して、前記複数のアンテナのうちの他の少なくとも２つのアンテナが、マイクロ波放射を受信するように構成される、
    請求項３１または３２に記載のマイクロ波イメージングシステム。
34. 前記モータは、第１ハウジングの線形運動を与えるように構成される、
    請求項３３に記載のマイクロ波イメージングシステム。
35. 前記第２のマイクロ波信号は、８００ＭＨｚから４ＧＨｚの範囲の周波数を有する、
    請求項３４に記載のマイクロ波イメージングシステム。
36. 前記第１のマイクロ波信号は、前記第２のマイクロ波信号と異なる動作周波数を有する、
    請求項３３から３５のいずれか一項に記載のマイクロ波イメージングシステム。
37. 生物学的標的に関する複数のマイクロ波データを収集する目的で、
    前記マルチプレクサは、あるアンテナが送信機として駆動され、別のアンテナが受信機として駆動されるように、各アンテナを交互に駆動するように構成される、
    請求項３１から３６のいずれか一項に記載のマイクロ波イメージングシステム。
38. 前記第１ハウジングは、マイクロ波信号の各送信の間に回転され、
    選択的には、前記第１ハウジングは、マイクロ波信号の各送信の間に０度から９０度回転される、
    請求項３７に記載のマイクロ波イメージングシステム。
39. 前記複数のアンテナのうち少なくとも１つは、楕円状の単平面アンテナであり、
    選択的には、前記複数のアンテナのうち少なくとも１つは、１から４ＧＨｚで動作し、
    さらに選択的には、前記複数のアンテナのうち少なくとも１つは、１．５から３．４ＧＨｚで動作する、
    請求項３１から３８のいずれか一項に記載のマイクロ波イメージングシステム。
40. プロセッサをさらに備え、
    前記プロセッサは、受信したマイクロ波データに基づいて、生物学的標的のマイクロ波トモグラフィを実行するように構成され、
    選択的には、健常なまたは悪性の癌の組織、骨、内出血外傷領域、あるいは軟骨を画像化するように構成される。
    請求項３１から３９のいずれか一項に記載のマイクロ波イメージングシステム。
41. 前記プロセッサは、第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムを用いて、８００ＭＨｚ−１．５ＧＨｚの送信マイクロ波に応答して受信されたマイクロ波データを処理し、
    前記プロセッサは、第２の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムを用いて、１．５Ｈｚ−４ＧＨｚの送信マイクロ波に応答して受信したマイクロ波データを処理するように構成され、
    前記第２の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムへの入力は、前記第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムの出力であり、
    前記第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムの出力は、生物学的標的の定量的なトモグラフィック画像である、
    請求項４０に記載のマイクロ波イメージングシステム。
42. 前記第１の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムへの入力は、生物学的標的の特性に関する事前知識を含まない、
    請求項４１に記載のマイクロ波イメージングシステム。
43. ジオメトリ、各ハウジングのサイズおよび／または形状に関するデータを受信し、
    前記ジオメトリ、各ハウジングのサイズおよび／または形状に関するデータに基づいて、前記第１および／または第２の反復ガウス−ニュートンアルゴリズムのパラメータを決定する、
    請求項４１または４２に記載のマイクロ波イメージングシステム。
44. 前記第１および第２の反復アルゴリズムを処理するように構成されたグラフィックス処理ユニット「ＧＰＵ」を備える、
    請求項３９から４２のいずれか一項に記載のマイクロ波イメージングシステム。