JP2020031714A - 診断装置、診断方法、診断プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】計算コストを増大させずに多様な観測データを得ることができ、がん組織の分布を精度よく、逆問題として再現可能な診断装置等を提供する。【解決手段】がん組織に固有な電気定数の情報を格納したデータ記憶装置１４と、アンテナユニットＡ１〜Ａ３６の放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイと、アンテナユニットＡ１〜Ａ３６を選択してマイクロ波を対象部位に照射する送信手段１１と、対象部位を透過等したマイクロ波を受信する受信手段１２と、データ記憶装置１４に格納されたデータと受信手段１２が受信したアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析してがん組織の分布を再構成し、再構成された電気定数の分布を画像表示する画像処理ユニット１３を備えトモグラフィ処理を実行する。【選択図】図１

Description

本発明はマイクロ波トモグラフィ処理を実行する診断装置、診断方法、診断プログラムに係り、特にがん組織の診断等に用いるのに好適な診断装置、この診断装置を用いた診断方法、この診断方法に採用される診断プログラムに関する。

乳がんは女性のがんの中で最も罹患率が高く、年々増加の傾向にある。早期発見・治療が重要であることはいうまでもなく、従来のＸ線マンモグラフィ、超音波診断に代わる大人数を対象としたスクリーニング手段が必要であり、最近では、マイクロ波を用いたマンモグラフィの研究が活発に行われている。

本発明者は、既に、高分解能でアーチファクトの少ない広帯域ビームフォーミングアルゴリズムを適用したマルチスタティック超高帯域（ＵＷＢ）レーダベースのマイクロ波マンモグラフィを提案した（特許文献１参照。）。特許文献１に記載されたマイクロ波マンモグラフィは、半球状の内壁面を有する容器、及び内壁面に沿って配置され、対象部位の電気的測定をする複数のアンテナを有するプローブアレイと、対象部位の全体をプローブアレイで覆い、内壁面に対象部位の皮膚を密着させ、対象部位とプローブアレイとの相対的位置を固定する固定手段と、複数のアンテナを制御して電気的測定を実行し、電気的測定によるデータを解析して、対象部位中の異常細胞を検出する測定制御解析手段とを備える。特許文献１に記載された発明は、臨床試験に適用され、直径１．２ｃｍの初期がんや、Ｘ線マンモグラフィでは見分けが困難な直径１．５ｃｍの非浸潤性乳がんのイメージングに成功している。

しかし、皮膚に近い病変からの反射応答は強く、反対側の応答は弱くなるのでＵＷＢレーダでは病変の形を正確に再現することは困難である。一方、乳房には乳がんのほか、乳腺症、のう胞などの別の疾患があり、これを見分けて診断を確定できる診断装置が求められている。ＵＷＢレーダで病変の有無は検出できるが、その病変が何であるかを特定することはできない。

乳房組織の導電率（電気伝導度）等の電気的特性の不均一性を測定することにより、逆問題としてがんを検出する手法としてマイクロ波トモグラフィが提案されている。マイクロ波トモグラフィにおいては、異なる位置からマイクロ波が乳房に送信され、マイクロ波の散乱信号が乳房の周囲に配列されたアンテナによって収集される。がん細胞は、高い水分含有量を持っており、正常組織よりも強い散乱体であるため、悪性組織があるとマイクロ波の散乱信号に変化が生じる。マイクロ波により測定された電気信号は、含水量、温度や血管新生などの生理的パラメータに敏感であるので、撮像体としての乳房組織の電気定数分布に対応した病変の形が、逆問題を解析することにより、再現できると期待されている。

このマイクロ波トモグラフィで精緻な画像を、逆問題を解析して再構成するためには、多くの観察データが必要である。そのため、複数の周波数を使って観察データを増やす方法が提案されている。複数の周波数を使ったマイクロ波トモグラフィでも、実際の実測データと仮定した電気定数分布での逆問題解析に基づく理論値データの誤差を最小化することによって画像回復を行っている。

しかしながら、複数の周波数を使ったマイクロ波トモグラフィでは、複数の周波数を使うため、広帯域アンテナによって得られた観測データを、逆問題を解析することが必要になるが、現実の広帯域アンテナの製造技術上の誤差を考慮すれば、広帯域アンテナによって得られた観測データを精度良く計算器シミュレーションによって再現することは困難である。よって、従来のマイクロ波トモグラフィによる診断装置では、がん組織の分布を精度よく再現できないという問題があった。

そこで、本発明者は、既に、がん組織の分布を逆問題により精度よく回復できるマイクロ波マンモグラフィを提案した（特許文献２参照。）。特許文献２に記載されたマイクロ波マンモグラフィは、選択された特定のアンテナユニットからマイクロ波を送信して、該マイクロ波を対象部位に照射し、且つ、対象部位を透過、対象部位から反射又は散乱されたマイクロ波を受信する、特定のアンテナユニットを含む複数のアンテナユニットの配列からなるアンテナアレイと、特定のアンテナユニットから送信されるマイクロ波の偏波を制御して送信する送信手段、複数のアンテナユニットが受信するそれぞれのマイクロ波の偏波を制御して受信する受信手段を有し、送信手段から特定のアンテナユニットへの接続、複数のアンテナユニットから受信手段への接続及び偏波を切り替えて、偏波ダイバーシチを制御する偏波ダイバーシチ制御手段と、送信手段が受信した複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析し、再構成されたがん組織の分布を画像表示する画像処理ユニットとを備え、トモグラフィ処理を実行する。

上記特許文献２に記載の偏波ダイバーシチを実行する手法によれば、観測データを増やすことができ、多様な観測データが得られるので、がん組織の分布を逆問題により精度よく回復できる。しかしながら、偏波ダイバーシチを実行すると計算コストが増大する。

マイクロ波イメージングの基礎となる乳房組織の電気定数は、北米で大規模に調査した結果が公表されている（非特許文献１参照。）。しかし、各組織の電気定数の統計分布が示されているのみで、年齢や症例も勘案した電気定数のデータや比誘電率εrと導電率σの相互関係は示されていない。

特許第５６０５７８３号公報 特開２０１４−１９８０６７号公報

Ｍ．ラゼブニク( Lazebnik) 他１０名、『がん手術から得られた乳房の正常細胞、良性腫瘍、悪性腫瘍の超広帯域のマイクロ波帯における誘電特性の大規模調査（"A large scale study of the ultra wideband microwave dielectric properties of normal, benign, and malignant breast tissues obtained from cancer surgeries,"）』、 内科学及び生物学の物理（Phys. Med. Biol.）, 第５２巻、第２０号、ｐ．６０９３−６１１５、２００７年

本発明は、計算コストを増大させずに多様な観測データを得ることができ、がん組織の分布を精度よく、逆問題として再現可能な診断装置、この診断装置を用いた診断方法、この診断方法に採用される診断プログラムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の第１の態様は、(a)脂肪組織及び乳腺組織と識別するがん組織に固有な電気定数の情報を格納したデータ記憶装置と、(b)複数のアンテナユニットの配列からなり、複数のアンテナユニットのそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイと、(c)複数のアンテナユニットのそれぞれを逐次選択して、この選択されたアンテナユニットを介してマイクロ波を送信して、このマイクロ波を対象部位に照射する送信手段と、(d)対象部位を透過又は対象部位から反射若しくは散乱されたマイクロ波を選択されたアンテナユニットを含む複数のアンテナユニットでそれぞれ受信する受信手段と、(e)データ記憶装置に格納されたがん組織に固有な電気定数の情報と受信手段が受信した複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析してがん組織の分布を再構成し、再構成された電気定数の分布を画像表示する画像処理ユニットを備え、トモグラフィ処理を実行する診断装置であることを要旨とする。

本発明の第２の態様は(a)脂肪組織及び乳腺組織と識別するがん組織に固有な電気定数の情報を予備知識として取得し、データ記憶装置に格納するステップと、(b)複数のアンテナユニットの配列からなり、複数のアンテナユニットのそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイのそれぞれを逐次選択して、この選択されたアンテナユニットを介してマイクロ波を送信して、このマイクロ波を対象部位に照射するステップと、(c)対象部位を透過、対象部位から反射若しくは散乱されたマイクロ波を選択されたアンテナユニットを含む複数のアンテナユニットでそれぞれ受信するステップと、(d)データ記憶装置に格納されたがん組織に固有な電気定数の情報と受信手段が受信した複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析してがん組織の分布を再構成するステップを含み、トモグラフィ処理を実行する診断方法であることを要旨とする。

本発明の第３の態様は(a)予備知識として事前に取得した、脂肪組織及び乳腺組織と識別するがん組織に固有な電気定数の情報をデータ記憶装置に格納させる命令と、(b)複数のアンテナユニットの配列からなり、複数のアンテナユニットのそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイのそれぞれを逐次選択して、この選択されたアンテナユニットを介してマイクロ波を送信して、このマイクロ波を対象部位に照射させる命令と、(c)対象部位を透過、対象部位から反射若しくは散乱されたマイクロ波を選択されたアンテナユニットを含む複数のアンテナユニットでそれぞれ受信させる命令と、(d)画像処理ユニットに、データ記憶装置に格納されたがん組織に固有な電気定数の情報を読み出させ、この読み出したデータと受信手段が受信した複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析してがん組織の分布を再構成させる命令を含み、トモグラフィ処理を実行する診断プログラムであることを要旨とする。

本発明によれば、計算コストを増大させずに多様な観測データを得ることができ、がん組織の分布を精度よく、逆問題として再現可能な診断装置、この診断装置を用いた診断方法、この診断方法に採用される診断プログラムを提供することができる。

本発明の第１の実施形態に係る診断装置におけるマイクロ波トモグラフィに必要な主要部を模式的に説明するブロック図である。 第１の実施形態に係る診断装置の一態様としての撮像容器、排気管及び減圧装置とともに、複数のアンテナユニットの配列からなるアンテナアレイを示す模式的な鳥瞰図である。 第１の実施形態に係る診断装置に用いられるアンテナアレイの配置を、図２に示した撮像容器の展開図によってより詳細に説明する模式図である。 図５に示す断面図の切断面を示す模式的な鳥瞰図である。 第１の実施形態に係る診断装置に用いられる空間充填部材の概略構造と対象部位の関係を説明する断面図である。 第１の実施形態に係る診断装置を用いた乳がんの診断方法を説明するフローチャートである。 １．８ＧＨｚにおける脂肪組織、乳腺組織、がん組織の比誘電率εrと年齢の関係をデカルト座標上に示す図である。 １．８ＧＨｚにおける脂肪組織、乳腺組織、がん組織の導電率σと年齢の関係をデカルト座標上に示す図である。 １．９８ＧＨｚで測定したデータであり、図９（ａ）は、がん組織の比誘電率εrと導電率σの相関、図９（ｂ）は、乳腺組織の比誘電率εrと導電率σの相関図９（ｃ）は、脂肪組織の比誘電率εrと導電率σの相関をデカルト座標上に示す図である。 ３．５９ＧＨｚで測定したデータであり、図１０（ａ）は、がん組織の比誘電率εrと導電率σの相関、図１０（ｂ）は、乳腺組織の比誘電率εrと導電率σの相関図１０（ｃ）は、脂肪組織の比誘電率εrと導電率σの相関をデカルト座標上に示す図である。 ５．４１ＧＨｚで測定したデータであり、図１１（ａ）は、がん組織の比誘電率εrと導電率σの相関、図１１（ｂ）は、乳腺組織の比誘電率εrと導電率σの相関図１１（ｃ）は、脂肪組織の比誘電率εrと導電率σの相関をデカルト座標上に示す図である。 図１２（ａ）生体の数値ファントムの透視図において、がん組織の重心のあるｚ＝１８ｍｍの面で切った対象部位６としての乳房の断面における比誘電率の分布を示し、図１２（ｂ）は、ｚ＝１８ｍｍの面で切った対象部位６の断面における導電率の分布を示す。 図１３（ａ）は、回復すべき比誘電率εrと導電率σの下限と上限のみの制約を与えた場合の逆問題のマトリックス演算による解析により回復した画像のｚ＝１８ｍｍの面で切った横断面における比誘電率の分布を示す図で、図１３（ｂ）は対応する導電率の分布を示す図である。 図１４（ａ）は、回復すべき比誘電率εrの下限と上限に加え、（イ）の予備知識を活用した場合の逆問題のマトリックス演算による解析により回復した画像のｚ＝１８ｍｍの面で切った横断面を示す図で、図１４（ｂ）は対応する導電率の分布を示す図である。 図１５（ａ）は、回復すべき比誘電率εrの下限と上限に加え、（ロ）の予備知識を活用した場合の逆問題のマトリックス演算による解析により回復した画像のｚ＝１８ｍｍの面で切った横断面を示す図で、図１５（ｂ）は対応する導電率の分布を示す図である。 図１６（ａ）は、観測データと推定過程で得た残差ノルムの繰り返し回数依存性を示す図で、図１６（ｂ）は、相互相関のＱ値の繰り返し回数依存性を示す図である。 図１７（ｂ）は図１８の患者に対応するファントムモデルの比誘電率の分布を示す図で図１７（ｂ）は対応する導電率の分布を示す図である。 図１８（ｂ）は初期がんの患者に対して、逆問題のマトリックス演算による解析により再構成した比誘電率の分布を示す図で図１８（）は対応する導電率の分布を示す図である。 図１９（ａ）は、図２０の患者に対応するファントムモデルの比誘電率の分布を示す図で図１９（ｂ）は対応する導電率の分布を示す図である。 図２０（ａ）は進行がんの患者に対して、逆問題のマトリックス演算による解析により再構成した比誘電率の分布を示す図で図２０（ｂ）は対応する導電率の分布を示す図である。 本発明の第２の実施形態に係る診断装置を用いた乳がんの診断方法を説明するフローチャートである。 がん組織、乳腺組織及び脂肪組織の導電率σｓと光学的誘電率ε_∞の関係をデカルト座標上に示す図である。 がん組織、乳腺組織及び脂肪組織の導電率σｓと緩和強度Δεの関係をデカルト座標上に示す図である。 図２４（ａ）は、Ｚ＝１６mmの面で切ったファントムモデルの横断面における光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２４（ｂ）は対応する横断面における導電率の分布を示す図で、図２４（ｃ）は対応する横断面における再構成した光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２４（ｄ）は図２４（ｃ）対応する再構成した導電率の分布を示す図である。 図２５（ａ）は、Ｚ＝２４mmの面で切ったファントムモデルの横断面における光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２５（ｂ）は対応する横断面における導電率の分布を示す図で、図２５（ｃ）は対応する横断面における再構成した光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２５（ｄ）は図２５（ｃ）に対応する再構成した導電率の分布を示す図である。 図２６（ａ）は、ｘ＝８mmの面で切ったファントムモデルの横断面における光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２６（ｂ）は対応する横断面における導電率の分布を示す図で、図２６（ｃ）は対応する横断面における再構成した光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２６（ｄ）は図２６（ｃ）に対応する再構成した導電率の分布を示す図である。 図２７（ａ）はｘ＝１６mmの面で切ったファントムモデルの横断面における光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２７（ｂ）は対応する横断面における導電率の分布を示す図で、図２７（ｃ）は対応する横断面における再構成した光学的誘電率ε_∞の分布を示す図で、図２７（ｄ）は図２７（ｃ）に対応する再構成した導電率の分布を示す図である。

次に、図面を参照して、本発明の第１及び第２の実施形態を説明する。以下の図面の記載において、同一又は類似の部分には同一又は類似の符号を付している。ただし、図面は模式的なものであり、厚みと平面寸法との関係、各層の厚みの比率等は現実のものとは異なることに留意すべきである。したがって、具体的な厚みや寸法は以下の説明を参酌して判断すべきものである。又、図面相互間においても互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれていることは勿論である。

又、以下に示す第１及び第２の実施形態は、本発明の技術的思想を具体化するための装置や方法を例示するものであって、対象部位が人間の乳房である場合について説明するが、対象部位は頭部等他の部位でも構わない。又、本発明の技術的思想は、構成部品の材質、形状、構造、配置等を下記のものに特定するものでなく、例えば、撮像容器は直方体に限定されるものではなく、６角柱や８角柱等他の多面体構造でも構わない。ただし解析の容易性を考慮すると直交系の面を有する場合の方が好ましい。本発明の技術的思想は、特許請求の範囲に記載された請求項が規定する技術的範囲内において、種々の変更を加えることができる。

（第１の実施形態）
本発明の第１の実施形態に係る診断装置は、図１（ａ）に示すように、撮像容器１の内壁面をなす４つの互いに直交する側壁面に配列された複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を逐次選択して単一の周波数の電気信号を送信する送信手段１１と、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を選択して単一の周波数の電気信号を受信する受信手段１２とを備えている。

即ち、本発明の第１の実施形態に係る診断装置は、対象部位６の表面を対象部位６に近い電気定数を有する材料で構成された空間充填部材２に密着させた状態において、送信手段１１を駆動し、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を選択して単一の周波数の電気信号を送信し、マイクロ波を空間充填部材２を透過して対象部位６に照射する固定吸引撮像センサを有している。ここで「対象部位に近い電気定数」とは、例えば比誘電率εrについては、対象部位６の比誘電率εrの±２０％の範囲に入る程度の値を意味する。そして、受信手段１２を駆動し、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を選択し、対象部位６を透過、対象部位６から反射又は散乱された単一の周波数のマイクロ波を受信する。

図１（ａ）に示すように、本発明の第１の実施形態に係る診断装置の固定吸引撮像センサは、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６に接続された電子スイッチ（切替手段）２５を有している。電子スイッチ２５は、送信手段１１から複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６への接続、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６から受信手段１２への接続を切り替える。受信手段１２には画像処理ユニット１３が接続されている。画像処理ユニット１３は、図１（ｂ）に示すような論理的なハードウェア資源の構成をなし、受信手段１２が受信した単一の周波数の電気信号から対象部位６の比誘電率εr及び導電率σを計算し、対象部位６の内部のがん組織の分布の画像を再構成する逆問題を、マトリックス演算により解析する。画像処理ユニット１３は、逆問題のマトリックス演算による解析の結果、対象部位６の内部のがん組織の位置や分布を表示する３次元画像を目的画像として得る。

受信手段１２には、更に、送信手段１１、受信手段１２及び画像処理ユニット１３の動作を制御するプロセッサ等の制御手段１９が接続されている。画像処理ユニット１３には、事前に収集された散乱パラメータ等の画像処理ユニット１３における演算に必要なデータ、及び画像処理ユニット１３の演算の途中に必要となる中間データ、更には画像処理ユニット１３の演算結果を格納するデータ記憶装置１４が接続されている。画像処理ユニット１３には、更に画像処理ユニット１３における演算の手順を命令するプログラムを格納するプログラム記憶装置１５及び、像処理ユニット１３の演算結果を表示する表示ユニット１６が接続されている。

図１（ｂ）に示すように、第１の実施形態に係る診断装置の画像処理ユニット１３は、事前に収集された散乱パラメータ等のデータをデータ記憶装置１４から読み出すデータ読出回路１３１と、特定の周波数において、仮定した対象部位内の比誘電率εrと導電率σの分布に基づく散乱パラメータと測定値の差を計算する差分計算回路１３２と、対象部位内の比誘電率εrと導電率σの分布の初期化をする電気定数初期化回路１３３と、特定の周波数において対象部位内の電磁界分布の計算をする空間分布計算回路１３４と、特定の周波数において散乱パラメータの計算をする散乱パラメータ計算回路１３５と、差分計算回路１３２と散乱パラメータ計算回路１３５の計算結果から対象部位内の比誘電率εrと導電率σの分布の更新処理をする電気定数更新回路１３６と、仮定した対象部位内の比誘電率εrと導電率σの分布に基づく散乱パラメータと測定値の差のノルムが小さいか否かを判定するノルム判定回路１３７と、ノルム判定回路１３７の出力を基礎に、比誘電率εr及び導電率σの分布の画像を再構成し、得られた目的画像である３次元画像を表示させる表示命令回路１３８を有している。

図１（ｂ）に示すように、画像処理ユニット１３を構成しているデータ読出回路１３１、差分計算回路１３２、電気定数初期化回路１３３、空間分布計算回路１３４、散乱パラメータ計算回路１３５、電気定数更新回路１３６、ノルム判定回路１３７及び表示命令回路１３８は、それぞれバス１３９を介して互いに情報を、交換できるようになっている。図示を省略しているが図１（ｂ）に示したバス１３９は、制御手段１９にまで延長された一体のプロセッサを構成するようにしてもよい。又、バス１３９は、適宜インターフェイス回路を介して、データ記憶装置１４、プログラム記憶装置１５及び表示ユニット１６が接続されていてもよい。

図１（ｂ）に示した、データ読出回路１３１、差分計算回路１３２、電気定数初期化回路１３３、空間分布計算回路１３４、散乱パラメータ計算回路１３５、電気定数更新回路１３６、ノルム判定回路１３７及び表示命令回路１３８は、コンピュータシステムを構成する画像処理ユニット１３の論理的なハードウェア資源である。画像処理ユニット１３には、マイクロチップとして実装されたマイクロプロセッサ（ＭＰＵ）等を使用することが可能である。又、コンピュータシステムを構成する画像処理ユニット１３として、算術演算機能を強化し信号処理に特化したデジタルシグナルプロセッサ（ＤＳＰ）や、メモリや周辺回路を搭載し組込み機器制御を目的としたマイクロコントローラ（マイコン）等を用いてもよい。

或いは、現在の汎用コンピュータのメインＣＰＵを画像処理ユニット１３に用い、データ読出回路１３１、差分計算回路１３２、電気定数初期化回路１３３、空間分布計算回路１３４、散乱パラメータ計算回路１３５、電気定数更新回路１３６、ノルム判定回路１３７及び表示命令回路１３８を論理的なハードウェア資源として構成してもよい。更に、画像処理ユニット１３を構成するデータ読出回路１３１、差分計算回路１３２、電気定数初期化回路１３３、空間分布計算回路１３４、散乱パラメータ計算回路１３５、電気定数更新回路１３６、ノルム判定回路１３７及び表示命令回路１３８の一部の構成又はすべての構成をフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）のようなプログラマブル・ロジック・デバイス（ＰＬＤ）で構成してもよい。

図１（ａ）に例示的に示した第１の実施形態に係る診断装置を構成するコンピュータシステムにおいて、データ記憶装置１４は、複数のレジスタ、複数のキャッシュメモリ、主記憶装置、補助記憶装置を含む一群の内から適宜選択された任意の組み合わせとすることも可能である。又、キャッシュメモリは１次キャッシュメモリと２次キャッシュメモリの組み合わせとしてもよく、更に３次キャッシュメモリを備えるヒエラルキーを有しても構わない。

ＰＬＤによって、画像処理ユニット１３の一部又はすべてを構成した場合は、データ記憶装置１４は、ＰＬＤを構成する論理ブロックの一部に含まれるメモリブロック等のメモリ要素として構成することができる。更に、画像処理ユニット１３は、ＣＰＵコア風のアレイとＰＬＤ風のプログラム可能なコアを同じチップに搭載した構造でもよい。このＣＰＵコア風のアレイは、あらかじめＰＬＤ内部に搭載されたハードマクロＣＰＵと、ＰＬＤの論理ブロックを用いて構成したソフトマクロＣＰＵを含む。つまりＰＬＤの内部においてソフトウェア処理とハードウェア処理を混在させた構成でもよい。

送信手段１１は、送信用の電流を３６個のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６のうちの１つのアンテナを選択して供給する３６個の出力端子を備える。受信手段１２は、３６個のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６のそれぞれから信号を受信する３６個の入力端子を備える。電子スイッチ２５を構成する電子スイッチにはｐｉｎダイオードスイッチのような高周波用スイッチが使用可能である。

図１（ａ）に例示的に示した第１の実施形態に係る診断装置を構成するコンピュータシステムのプログラム記憶装置１５には以下の命令を含む一連の診断プログラムを格納できる。即ち、予備知識として取得した、脂肪組織及び乳腺組織と識別するがん組織に固有な電気定数の情報をデータ記憶装置１４に格納させる命令と、送信手段１１に対し、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６の配列からなり、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６のそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイのそれぞれを逐次選択して、この選択されたアンテナユニットを介してマイクロ波を送信して、このマイクロ波を対象部位に照射させる命令と、受信手段１２に対し、対象部位を透過、対象部位から反射若しくは散乱されたマイクロ波を選択されたアンテナユニットを含む複数のアンテナユニットでそれぞれ受信させる命令と、画像処理ユニット１３に、データ記憶装置１４に格納されたがん組織に固有な電気定数の情報を読み出させ、この読み出したデータと受信手段１２が受信した複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析してがん組織の分布を再構成させる命令等の一連の命令を含む診断プログラムをプログラム記憶装置１５に格納させ、図１（ａ）に示したコンピュータシステムにトモグラフィ処理を実行させることができる。

第１の実施形態に係る診断装置を構成する固定吸引撮像センサは、図２に示すように、直方体の外形をなし、直方体の上面の中央部近傍に貫通孔３を設けた撮像容器１と、この撮像容器１に設けられた貫通孔３に一方の端部を連結したチューブ状の排気管４と、この排気管４の他方に連結したアスピレータや真空ポンプ等の減圧装置５とを備えている。直方体の撮像容器１の内壁面をなす上面（天井面）には、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_１２が配列されるとともに、撮像容器１の内壁面をなす４つの側壁面には、複数のアンテナユニットＡ_１３〜Ａ_３６が配列されて、アンテナアレイを構成している。なお、図２では、図面上で隠れた２つの側壁面に配列された複数のアンテナユニットＡ_２５〜Ａ_３６は、図示が省略されている。

固定吸引撮像センサを構成する複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６は、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６のそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるように配列されている。第１の実施形態においては、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６がダイポールアンテナで構成される場合を一例として説明する。

図３は、図２の撮像容器１の展開図である。図３の中央に貫通孔３が設けられた正方形の上面（天井面）１_topが示されている。この中央の天井面１_topの周囲に、それぞれ長方形の平板をなす第１の側壁面１_s1、第２の側壁面１_s2、第３の側壁面１_s3、第４の側壁面１_s4が連結されている。図２及び図３に示すように、第１の側壁面１_s1及び第３の側壁面１_s3の法線方向をＸ軸方向とし、第２の側壁面１_s2及び第４の側壁面１_s4の法線方向をＹ軸方向とし、天井面１_topの法線方向をＺ軸方向と定義する。また、図２及び図３において、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を矩形の破線で模式的に示し、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６の送受する電磁波の偏波面の方向を矩形内の破線で模式的に示している。

図３に示すように、固定吸引撮像センサの撮像容器１の天井面１_topには、第３の側壁面１_s3側から数えて１段目に２個のアンテナユニットＡ_１，Ａ_２が配置され、２段目に４個のアンテナユニットＡ_３〜Ａ_６が配置され、３段目に４個のアンテナユニットＡ_７〜Ａ_１０が配置され、４段目に２個のアンテナユニットＡ_１１，Ａ_１２が配置され、全部で１２個のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_１２がマトリックス状に配置されている。図２及び図３に示すように、アンテナユニットＡ_１，Ａ_３，Ａ_５，Ａ_８，Ａ_１０，Ａ_１２の送受する電磁波の偏波面の方向はＸ軸方向に平行であり、アンテナユニットＡ_１，Ａ_３，Ａ_５，Ａ_８，Ａ_１０，Ａ_１２と隣り合うアンテナユニットＡ_２，Ａ_４，Ａ_６，Ａ_７，Ａ_９，Ａ_１１の送受する電磁波の偏波面の方向はＹ軸方向に平行である。

図２及び図３に示すように、第１の側壁面１_s1の上段には３個のアンテナユニットＡ_１３〜Ａ_１５が配置され、第１の側壁面１_s1の下段には３個のアンテナユニットＡ_１６〜Ａ_１８が配置され、全部で２×３＝６個のアンテナユニットＡ_１３〜Ａ_１８がマトリックス状に配置されている。アンテナユニットＡ_１３，Ａ_１５，Ａ_１７の送受する電磁波の偏波面の方向はＹ軸方向に平行であり、アンテナユニットＡ_１３，Ａ_１５，Ａ_１７と隣り合うアンテナユニットＡ_１４，Ａ_１６，Ａ_１８の送受する電磁波の偏波面の方向はＺ軸方向に平行である。

第２の側壁面１_s2の上段には３個のアンテナユニットＡ_１９〜Ａ_２１が配置され、第２の側壁面１_s2の下段には３個のアンテナユニットＡ_２２〜Ａ_２４が配置され、全部で２×３＝６個のアンテナユニットＡ_１９〜Ａ_２４がマトリックス状に配置されている。アンテナユニットＡ_１９，Ａ_２１，Ａ_２３の送受する電磁波の偏波面の方向はＹ軸方向に平行であり、アンテナユニットＡ_１９，Ａ_２１，Ａ_２３と隣り合うアンテナユニットＡ_２０，Ａ_２２，Ａ_２４の送受する電磁波の偏波面の方向はＸ軸方向に平行である。

図３に示すように、第３の側壁面１_s3の上段には３個のアンテナユニットＡ_２５〜Ａ_２７が配置され、第３の側壁面１_s3の下段には３個のアンテナユニットＡ_２８〜Ａ_３０が配置され、全部で２×３＝６個のアンテナユニットＡ_２５〜Ａ_３０がマトリックス状に配置されている。アンテナユニットＡ_２５，Ａ_２７，Ａ_２９の送受する電磁波の偏波面の方向はＹ軸方向に平行であり、アンテナユニットＡ_２５，Ａ_２７，Ａ_２９と隣り合うアンテナユニットＡ_２６，Ａ_２８，Ａ_３０の送受する電磁波の偏波面の方向はＺ軸方向に平行である。

第４の側壁面１_s4の上段には３個のアンテナユニットＡ_３１〜Ａ_３３が配置され、第４の側壁面１_s4の下段には３個のアンテナユニットＡ_３４〜Ａ_３６が配置され、全部で２×３＝６個のアンテナユニットＡ_３１〜Ａ_３６がマトリックス状に配置されている。アンテナユニットＡ_３１，Ａ_３３，Ａ_３５の送受する電磁波の偏波面の方向はＺ軸方向に平行であり、アンテナユニットＡ_３１，Ａ_３３，Ａ_３５と隣り合うアンテナユニットＡ_３２，Ａ_３４，Ａ_３６の送受する電磁波の偏波面の方向はＸ軸方向に平行である。この結果、天井面１_top、第１の側壁面１_s1、第２の側壁面１_s2、第３の側壁面１_s3及び第４の側壁面１_s4の合計では、１２＋６×４＝３６個のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６が配置され、アンテナアレイを構成している。

図４も図２と等価な、内壁面をなす４つの側壁面及び上面に複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を配列した撮像容器１を示すが、図４の撮像容器１の上面の貫通孔３を、第１の側壁面１_s1に平行に切る切断面Ｃで切った断面図が図５（ａ）である。図５（ａ）に示すように、撮像容器１の内側には、図５（ｂ）に示す対象部位６に近い電気定数を有する材料で構成された空間充填部材２が収納されている。この空間充填部材２の下面側には、図５（ａ）に示すように、対象部位６の表面の皮膚面を密着させ、対象部位６の全体を収容可能な凹部１ｘが設けられている。

空間充填部材２は更にこの凹部１ｘから上面まで貫通する貫通孔３が中央近傍に設けられている。空間充填部材２は、この貫通孔３を介して、図２に示す排気管４及びこの排気管４に連結した減圧装置５によって排気することにより、対象部位６を吸引し、図５（ｂ）に示すように、対象部位６の表面を空間充填部材２の凹部１ｘの内壁面に密着させることができる。

（第１の実施形態に係る診断方法）
図６のフローチャートを用いて、第１の実施形態に係る診断装置を用いた乳がんの診断方法を説明する。先ず、予備知識として取得しデータ記憶装置１４に格納しておいた脂肪組織及び乳腺組織と識別するがん組織に固有な電気定数の情報をデータ記憶装置１４から読み出す。図６のステップＳ１３において、データ記憶装置１４から読み出したデータを用い、画像処理ユニット１３の電気定数初期化回路１３３は、対象部位としての乳房内の比誘電率εrと導電率σの分布の初期化をする。

図６のステップＳ１４において、画像処理ユニット１３の空間分布計算回路１３４は、ステップＳ１３において用いた周波数と同一の特定の周波数において、データ記憶装置１４から読み出したデータを用い対象部位としての乳房内の電磁界分布の計算をする。その後、ステップＳ１５において、画像処理ユニット１３の散乱パラメータ計算回路１３５は、ステップＳ１３において用いた周波数と同一の特定の周波数において電場の散乱パラメータの計算をする。

一方、図２〜図４に示した固定吸引撮像センサのアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を用いて、対象部位６としての乳房内の電場の散乱パラメータを取得させ、データ記憶装置１４に一旦格納しておく。そして、画像処理ユニット１３のデータ読出回路１３１は、測定された乳房内の電場の散乱パラメータのデータを、データ記憶装置１４から読み出す。

ステップＳ１２において、画像処理ユニット１３の差分計算回路１３２は、予め定めた特定の周波数において、ステップＳ１５で仮定した乳房内の比誘電率εrと導電率σの分布に基づく電場の散乱パラメータと、ステップＳ１１で得られた電場の散乱パラメータの測定値の差を計算する。そして、ステップＳ１６において、画像処理ユニット１３の電気定数更新回路１３６は、差分計算回路１３２と散乱パラメータ計算回路１３５の計算結果から乳房内の比誘電率εrと導電率σの分布の更新処理をする。

更に、ステップＳ１７において、画像処理ユニット１３のノルム判定回路１３７は、仮定した乳房内の比誘電率εrと導電率σの分布に基づく電場の散乱パラメータと測定値の差のノルムが小さいか否かを判定する。その後、画像処理ユニット１３の表示命令回路１３８はノルム判定回路１３７の出力を基礎に、比誘電率εr及び導電率σの分布の画像を逆問題のマトリックス演算による解析して再構成し、得られた目的画像である３次元画像を、図１（ａ）に示した表示ユニット１６に表示させる。

図１（ａ）に示したプログラム記憶装置１５には図６のフローチャートのステップＳ１１〜のステップＳ１７の手順を実行させる命令を含む一連の診断プログラムを格納できる。即ち、ステップＳ１１〜のステップＳ１７の手順によって、画像処理ユニット１３に、データ記憶装置１４に格納されたがん組織に固有な電気定数の情報を読み出させ、この読み出したデータと受信手段１２が受信した複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析してがん組織の分布を再構成させる命令等の一連の命令を含む診断プログラムを実行させることができる。

（第１の実施形態の実施例）
人間の乳房組織の電気定数は誘電体プローブを使って測定できる。直径２．２ｍｍ誘電体プローブを使用して１０％の測定誤差を許容するとき、深さ１．５ｍｍ、半径３．７５ｍｍの円筒状の領域が測定対象になることが示されている。第１の実施形態の実施例として、ここでは、キーサイト（Keysight）社の誘電体測定キット８５０７０Ｅに付属する直径２．２ｍｍ誘電体プローブとベクトルネットワークアナライザＥ５０７１Ｃを使用して乳房組織の比誘電率εrを測定した。測定範囲は１〜８ＧＨｚである。

先ず、最初に必要とする検体の最小体積を把握するため、ケチャップをさまざまな体積の容器に入れて比誘電率εrを測定した。容器はシャーレのほかは３Ｄプリンタを使用して製作した。容器の材質はＡＢＳ樹脂である。１ｃｍ×１ｃｍ×０．５ｃｍの容器とシャーレの測定結果はほとんど差がないことから、組織の測定では１ｃｍ×１ｃｍ×０．５ｃｍの容器を使用することにした。手術で取り出した検体を、脂肪組織、乳腺組織、がん組織に切り分け、それぞれの組織を容器につめ、上からプローブを押し当てて比誘電率εrを測定した。

図７及び図８に１．８ＧＨｚにおける各組織の比誘電率εrと導電率σと年齢の関係を示す。乳腺とがん組織については加齢とともに比誘電率εrと導電率σは低下する傾向にある。脂肪組織の比誘電率εrと導電率σは年齢に関係なくほぼ一定である。乳腺とがん組織のコントラスト関数は平均的に図７及び図８に比誘電率εrと導電率σの相関を示す。がん組織と乳腺組見れば１５％程度である。乳腺組織の比誘電率εrは４０〜５０程度とかなり高い。

図９〜図１１のデカルト座標上に比誘電率εrと導電率σの関係情報を示す。図９は、１．９８ＧＨｚで測定したがん組織、乳腺組織及び脂肪組織のそれぞれの比誘電率εrと導電率σの関係情報を示している。図９（ａ）に示すように、がん組織の比誘電率εrと導電率σの相関は傾き２．７８×１０^-2で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。図９（ｂ）に示す乳腺組織の比誘電率εrと導電率σの相関では、傾き３．０６×１０^-2で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。図９（ｃ）によれば、脂肪組織の比誘電率εrと導電率σの相関は、傾き３．４５×１０^-2で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。

図１０は、３．５９ＧＨｚで測定したがん組織、乳腺組織及び脂肪組織のそれぞれの比誘電率εrと導電率σの関係情報を示している。図１０（ａ）に示すように、がん組織の比誘電率εrと導電率σの相関は傾き５．３０×１０^-2で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。図１０（ｂ）に示す乳腺組織の比誘電率εrと導電率σの相関では、傾き５．８７×１０^-2で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。図１０（ｃ）によれば、脂肪組織の比誘電率εrと導電率σの相関は、傾き６．７４×１０^-2で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。

図１１は、５．４１ＧＨｚで測定したがん組織、乳腺組織及び脂肪組織のそれぞれの比誘電率εrと導電率σの関係情報を示している。図１１（ａ）に示すように、がん組織の比誘電率εrと導電率σの相関は傾き９．１０×１０^-2で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。図１１（ｂ）に示す乳腺組織の比誘電率εrと導電率σの相関では、傾き１．０２×１０^-1で比誘電率εrと共に導電率σが増大している。図１１（ｃ）によれば、脂肪組織の比誘電率εrと導電率σの相関は、傾き１．２４×１０^-1で比誘電率εrと共に導電率σが増大している、

図９〜図１１に示したように、がん組織と乳腺組織の比誘電率εrと導電率σには強い正の相関が認められる。第１の実施形態に係る診断装置では図９（ａ）に示した１．９８ＧＨｚで測定したがん組織の比誘電率εrと導電率σの相関から、比誘電率εrと導電率σの関係情報を以下の式で近似する。

σ ＝ ０．０３εr …… （１）

なお、特許明細書における文字制限の関係から、式（１）に表示した等号は数学における厳密な等号でなく、ニヤリー・イーコール（ほぼ等しい）の意味で用いられていることに留意されたい。

第１の実施形態に係る診断装置の画像処理ユニット１３において演算処理される逆散乱問題では、計算機上で対象部位のモデルを離散化してＭ個の立方体（今後「ボクセル」と呼ぶ）の集団として表し、それぞれのボクセルの比誘電率εrと導電率σを推定する。推定した比誘電率εrと導電率σ分布から、図２及び図３等に示したアンテナユニットＡ_１〜Ａ_１２で得られる計算データ群Ｙ_mn（ｍ＝１、……、Ｎ、ｎ＝１、……、Ｎ）、Ｎはアンテナの総数、添え字のｍは送信アンテナの番号、ｎは受信アンテナの番号）を計算し、実際のモデルに基づいて測定した観測データ群Ｘ_mnと比較し、Ｘ_mn＝Ｙ_mnになるように、モデル化した対象部位のコントラスト関数を、ガウス・ニュートン法によって反復的に更新する。

画像の再構成は、測定した誘電体領域中の電場の散乱界データ（散乱パラメータ）（散乱パラメータ）と計算された誘電体領域中の電場の散乱界データ（散乱パラメータ）との差を最小化することによって実現される。ある周波数ωについて、誘電体領域中の位置ｒの測定点の電場の散乱界についての支配方程式は式（２）で表される。

ここで、ｒ’は撮像領域Ｖ内の任意の点の位置ベクトル、ε（ｒ’）は未知のコントラスト関数、Ｅ^Ｓ（ｒ）は誘電体領域中の観測点での電場の散乱界、Ｅｔ（ｒ’）は電場の総合界、上線（オーバーライン）のあるＧ^bはダイアディックグリーン関数、ωは角周波数、μは透磁率である。式（２）は非線形の積分方程式で、式（２）を解くため逆散乱解析における非線形方程式を逐次的に線形計算に置き換えるひずみボルン近似（ＤＢＩＭ）を使用し、コントラスト関数の近似解を繰り返し求めていく。

本発明の第１の実施形態で用いる比誘電率εrを式（３）で表す。ε_０は真空の比誘電率である。生体組織は周波数依存性媒質であるが、本発明の第１の実施形態では単一周波数で考えるものとする。

ＤＢＩＭを適用して式（２）の電場の支配方程式を離散化すると、電場の散乱界Ｅ^Ｓ（ｒ）とコントラスト関数ε（ｒ’）の関係は、導電率σと比誘電率εrについての線型方程式となる。導電率σと比誘電率εrが実数なので、実数の線型方程式になるように実部と虚部に分けて式（４）のように表す。

ΔＥ^Ｓは観測した電場の散乱界Ｅ^Ｓ（ｒ）と現在のコントラスト関数の分布に基づき計算した電場の散乱界との差である。Ｒｅ（ ）とＩｍ（ ）は複素数の実部と虚部を表す。式（４）よりＡｘ＝ｂの線型方程式が得られる。ここでｘがコントラスト関数の更新に使用する摂動量、受信点での観測データ群Ｘ_mnと現在のコントラスト関数の分布で得られる計算データ群Ｙ_mnの差が、残差散乱界ベクトルｂである。

さらに、現時点でのコントラスト関数の分布において、あるボクセルのコントラスト関数を変化させた時、受信データに現れる変化を表す感度行列（ヤコビアン）がＡである。撮像領域Ｖ内部のＫ個のボクセル群と_ＮＣ_２の測定値を持つシステムに関し、コントラスト関数の更新に使用する摂動量ｘは２Ｋ×１ベクトル、残留散乱界ｂは２_ＮＣ_２×１ベクトル、ヤコビアン行列Ａは２_ＮＣ_２×２Ｋ行列として構成される。

式（４）の線形モデルにおいてコントラスト関数の更新量Δｘ^kは次の式によって求められる。

式（５）で、ｋは繰り返し番号、＋は行列やベクトルの共役転置を表す。式（４）の逆解析は一般に悪条件問題であるため、各反復でチーホノフ（Tikhonov）正則化を適用し、双共役傾斜安定化法によって解を求める。

その後、更新したコントラスト関数の摂動量ｘ^k+1を式（３）のコントラスト関数の摂動量に適用する。

更新されたコントラスト関数の摂動量ｘ^k+1を使って撮像領域を再構成し、残差ノルムがある程度小さくなるまでこれらの処理を繰り返し行う。

悪条件問題での逆解析には、予備知識の活用が有効である。式（４）から式（６）を解く際の式（１）の予備知識の活用の方法として、（イ）式（４）のΔεrとΔσに式（１）の関係を適用し、ヤコビアンを_ＮＣ_２×Ｋ行列として未知数の数を半減させる、（ロ）式（４）で得たΔσについて式（１）の関係を適用する、の２つの方法が考えられる。

図５（ｂ）に示した対象部位６としての乳房は脂肪組織、乳腺組織と癌で構成されている。本発明の第１の実施形態に係る乳がんの診断方法では、先ずＭＲＩデータから対象部位６の生体の数値ファントムの透視図を作成する。図１２には、生体の数値ファントムの透視図において、がん組織の重心のあるｚ＝１８ｍｍの面で切った対象部位６としての乳房の断面を示している。図１２（ａ）は、ｚ＝１８ｍｍの面で切った対象部位６としての乳房の断面における比誘電率の分布で、図１２（ｂ）は、ｚ＝１８ｍｍの面で切った対象部位６としての乳房の断面における導電率の分布を示す。

第１の実施形態に係る診断装置の画像処理ユニット１３は、以下の表１の電気特性を各ボクセルに割り当て、逆散乱問題を解く。一般的に電磁界解析において界分布や電流分布は微分方程式、あるいは 積分方程式で定式化される。これらの方程式の近似解法の１つにモーメント法が知られているが、第１の実施形態に係る診断装置においては、散乱体内部の総合界をモーメント法により計算する。「モーメント法」については、Ｄ．Ｅ. リバサリー（Livesay）らの論文『任意形状の生体中に誘導された電磁界（"Electromagnetic fields induced inside arbitrarily shaped biological bodies"）、米国電子電気学会（IEEE）トランスアクション・オン・マイクロウェブセオリー・アンド・テクニクス（Trans on Microwave Theory and Techniques）、第２２巻、第１２号、ｐ．１２７３−１２８０等に記載されている。

解析領域のボクセルの比誘電率εrと導電率σの初期値は、表１の背景の値を用いた。

使用周波数は１．８ＧＨｚの単一周波数である。図１３〜図１５に、逆問題のマトリックス演算による解析により回復した画像のｚ＝１８ｍｍの面で切った横断面を示す。図１３は回復すべき比誘電率εrと導電率σの下限と上限のみの制約を与えた場合、図１４は回復すべき比誘電率εrの下限と上限に加え、（イ）の予備知識を活用した場合、図１５は回復すべき比誘電率εrの下限と上限に加え（ロ）の予備知識を活用した場合である。回復すべき比誘電率εrの下限と上限と共に（ロ）の予備知識を活用した場合が最も精度良く元の比誘電率εr度導電率σ分布を再現していることがわかる。

（イ）の予備知識を活用した場合は、回復画像の精度の向上は不十分である。これは、変数を減らすと解の自由度が減ってかえって局所解に陥りやすくなることが原因と考えられる。図１６は観測データと推定過程で得た比誘電率εr−導電率σデータとの差のノルムと、真の比誘電率εr−導電率σ分布と推定過程で得た比誘電率εr−導電率σ分布の相互相関のＱ値の推移である。図１６（ａ）及び（ｂ）において、太い実線で示した曲線Ａは、回復すべき比誘電率εrと導電率σの下限と上限のみの制約を与えた場合を示す。

図１６（ａ）及び（ｂ）において、細い実線で示した曲線Ｂは、回復すべき比誘電率εrの下限と上限に加え、（イ）の予備知識を活用した場合の変化を示す。図１６（ａ）及び（ｂ）において、破線線で示した曲線Ｃは、回復すべき比誘電率εrの下限と上限に加え（ロ）の予備知識を活用した場合である。回復すべき比誘電率εrの下限と上限と共に（ロ）の予備知識を活用した場合が最も精度良く元の比誘電率εr度導電率σ分布を再現していることがわかる。曲線Ｂ及び曲線Ｃに示すように、予備知識を活用した場合収束が早く、相互相関のＱ値が高くなることがわかる。

（ロ）の予備知識を活用する方法の有効性について別のファントムモデルを用いて検証した。図１７〜図２０に結果を示す。図１７及び図１８の初期がん組織患者ではやや回復が不十分であるが左底面にある初期がん組織を再構成することができる。

以上のとおり、第１の実施形態に係る診断装置によれば、単一の周波数のマイクロ波を用いて、対象部位６の内部に含まれる散乱物体や不均質物体の位置、形状、大きさ、電気定数分布等の内部構造を、精度よく可視化できるという顕著な効果を奏することができる。このため、乳がん検診において、Ｘ線マンモグラフィ検診のような副作用の危険性やコスト面での問題もなく、腫瘍と乳腺症、のう胞などの識別や、その病変が何であるかを特定が可能であり、安価に、且つより正確なスクリーニングができる。

（第２の実施形態）
本発明の第２の実施形態に係る診断装置は、第１の実施形態で図１を用いて説明した診断装置と概略としては、ほぼ同様な構成で、図１と外観上では等価になる。よって重複した図面の表示を省略する。しかしながら、第２の実施形態に係る診断装置では、図１（ａ）に示した撮像容器１の内壁面をなす４つの互いに直交する側壁面に配列された複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を逐次選択して複数の周波数の電気信号を送信する送信手段１１と、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を選択して複数の周波数の電気信号を受信する受信手段１２とを備えている点で、単一の周波数を用いた第１の実施形態に係る診断装置とは動作の態様が異なる。

このため、本発明の第２の実施形態に係る診断装置では、対象部位６の表面を対象部位６に近い電気定数を有する材料で構成された空間充填部材２に密着させた状態において、送信手段１１を駆動し、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を選択して複数の周波数の電気信号を送信し、複数の周波数のマイクロ波を、空間充填部材２を透過して対象部位６に照射する点で、単一の周波数を用いた第１の実施形態に係る診断装置とは異なる。更に、受信手段１２を駆動し、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を選択し、対象部位６を透過、対象部位６から反射又は散乱された複数の周波数のマイクロ波を受信する点で、単一の周波数を用いた第１の実施形態に係る診断装置とは異なる。

第１の実施形態の図１で説明したのと同様に、本発明の第２の実施形態に係る診断装置でも、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６に電子スイッチ２５を接続している。電子スイッチ２５は、送信手段１１から複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６への接続、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６から受信手段１２への接続を切り替える。受信手段１２には画像処理ユニット１３が接続されている。

第２の実施形態に係る診断装置の画像処理ユニット１３も、図１（ｂ）に示した論理的なハードウェア資源と同様な構成をなしているが、複数の周波数を用いて、受信手段１２が受信した電気信号から対象部位６の光学的誘電率（高周波誘電率）ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σからなる３つのパラメータを計算し、対象部位６の内部のがん組織の分布の画像を再構成する逆問題を、マトリックス演算により解析する。画像処理ユニット１３は、逆問題のマトリックス演算による解析の結果、対象部位６の内部のがん組織の位置や分布を表示する３次元画像を目的画像として得る。光学的誘電率ε_∞は、高周波極限における比誘電率の最小値である。又、緩和強度Δεは、デバイモデルで用いられる、低周波数側でみられる比誘電率εrの最大値εs と光学的誘電率ε_∞との差Δε＝εs−ε_∞である。

生体組織の電気定数は周波数によって変化する。周波数依存の電気定数はパラメータ光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε、導電率σｓを使ったデバイモデルで表される。

式（７）で、ωは角周波数、τは緩和時間で、ε_０は真空の誘電率である。Ｊ．Ｄ．シーア（Shea）らは、乳腺組織の緩和時間τ＝１５ｐｓの値を報告している（『コントラストを強めた乳がんのマイクロ波撮像：３Ｄ現実的数値ファントムを用いた計算機による処置の研究（“Contrast-enhanced microwave imaging of breast tumors: a computational study using 3D realistic numerical phantoms”,逆問題（Inverse Problem）、 26 074009、ｐ．１−２２、 2010年参照。）。

受信手段１２には、更に、送信手段１１、受信手段１２及び画像処理ユニット１３の動作を制御するプロセッサ等の制御手段１９が接続されている。画像処理ユニット１３には、事前に収集された光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σからなる３つのパラメータ等の画像処理ユニット１３における複数の周波数における演算に必要なデータ、及び画像処理ユニット１３の演算の途中に必要となる中間データ、更には画像処理ユニット１３の演算結果を格納するデータ記憶装置１４が接続されている。画像処理ユニット１３には、更に画像処理ユニット１３における演算の手順を命令するプログラムを格納するプログラム記憶装置１５及び、像処理ユニット１３の演算結果を表示する表示ユニット１６が接続されている。

図１（ｂ）に示したハードウェア資源の構成と概略としては同様ではあるが、以下のように、光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σからなる３つのパラメータのデータを、複数の周波数で演算処理する点で、第２の実施形態に係る診断装置の画像処理ユニット１３は、第１の実施形態に係る診断装置の画像処理ユニット１３とは異なる。

即ち、第２の実施形態に係る診断装置の画像処理ユニット１３は、事前に収集された光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σからなる３つのパラメータ等のデータをデータ記憶装置１４から読み出すデータ読出回路１３１と、複数の周波数において、仮定した乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σからなる３つのパラメータの分布に基づく電場の散乱パラメータと測定値の差を計算する差分計算回路１３２と、乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布の初期化をする電気定数初期化回路１３３と、複数の周波数において乳房内の電磁界分布の計算をする空間分布計算回路１３４と、複数の周波数において電場の散乱パラメータの計算をする散乱パラメータ計算回路１３５と、差分計算回路１３２と散乱パラメータ計算回路１３５の計算結果から乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布の更新処理をする電気定数更新回路１３６と、仮定した乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布に基づく電場の散乱パラメータと測定値の差のノルムが小さいか否かを判定するノルム判定回路１３７と、ノルム判定回路１３７の出力を基礎に、光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布の画像を再構成し、得られた目的画像である３次元画像を表示させる表示命令回路１３８を有している。

（第２の実施形態に係る診断方法）
第２の実施形態の説明に用いた図１(b)を参照しながら、図２１のフローチャートを用いて、第２の実施形態に係る診断装置を用いた乳がんの診断方法を説明する。先ず、事前に予備知識として取得した、脂肪組織及び乳腺組織と識別するがん組織に固有な電気定数の情報をデータ記憶装置１４に格納しておく。図２１のステップＳ２３において、画像処理ユニット１３の電気定数初期化回路１３３は、データ記憶装置１４から読み出したデータを用いて、対象部位としての乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布の初期化をする。

その後、図２１のステップＳ２４において、画像処理ユニット１３の空間分布計算回路１３４は、データ記憶装置１４から読み出したデータを用い、ステップＳ２３において用いた周波数と同一の複数の周波数において、対象部位としての乳房内の電磁界分布の計算をする。その後、ステップＳ２５において、画像処理ユニット１３の散乱パラメータ計算回路１３５は、ステップＳ２３において用いた周波数と同一の複数の周波数において電場の散乱パラメータの計算をする。

一方、第２の実施形態に係る診断装置の複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を用いて、対象部位６内の電場の散乱パラメータを測定し、データ記憶装置１４に一旦格納する。そして、画像処理ユニット１３のデータ読出回路１３１は、図２１のステップＳ２１においてデータ記憶装置１４から測定された複数の周波数における電場の散乱パラメータ等のデータを読み出す。

そして、図２１のステップＳ２２において、画像処理ユニット１３の差分計算回路１３２は、予め定めた複数の周波数において、ステップＳ２５において仮定した乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの３つのパラメータの分布に基づく電場の散乱パラメータと、ステップＳ２１において得られた電場の散乱パラメータの測定値の差を計算する。

そして、ステップＳ２６において、画像処理ユニット１３の電気定数更新回路１３６は、差分計算回路１３２と散乱パラメータ計算回路１３５の計算結果から乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布の更新処理をする。

更に、ステップＳ２７において、画像処理ユニット１３のノルム判定回路１３７は、仮定した乳房内の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布に基づく電場の散乱パラメータと測定値の差のノルムが小さいか否かを判定する。その後、画像処理ユニット１３の表示命令回路１３８はノルム判定回路１３７の出力を基礎に、光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε及び導電率σの分布の画像を逆問題のマトリックス演算による解析して再構成し、得られた目的画像である３次元画像を、図１（ａ）に示した表示ユニット１６に表示させる。

図１（ａ）に示したプログラム記憶装置１５には、図２１のフローチャートのステップＳ２１〜のステップＳ２７の手順を実行させる命令を含む一連の診断プログラムを格納できる。即ち、ステップＳ２１〜のステップＳ２７の手順によって、画像処理ユニット１３に、データ記憶装置１４に格納されたがん組織に固有な電気定数の情報を読み出させ、この読み出したデータと受信手段１２が受信した複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析してがん組織の分布を再構成させる命令等の一連の命令を含む診断プログラムを実行させることができる。

（第２の実施形態の実施例）
先ず、第１の実施形態に係る診断装置の場合と同様に、第２の実施形態に係る診断装置では、２６名の乳がん患者の検体について、キーサイト社の誘電体測定キット８５０７０Ｅの直径２．２ｍｍ誘電体プローブとベクトルネットワークアナライザＥ５０７１Ｃを使用して「対象部位」としての乳房の組織の光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε、導電率σｓを各組織について測定し、データを分析した。測定範囲は１〜８ＧＨｚである。

図２２のデカルト座標に各組織の導電率σｓと光学的誘電率ε_∞の関係を示し、図２３のデカルト座標に各組織の導電率σｓと緩和強度Δεの関係を示す。がん組織と乳腺組織の光学的誘電率ε_∞や緩和強度Δεの差は明瞭には表れない。しかし、図２２の導電率σｓを横軸、光学的誘電率ε_∞を縦軸とするデカルト座標では、導電率σｓと光学的誘電率ε_∞の相関を示す曲線は、導電率σｓが１．４［Ｓ／ｍ］以下の領域に現れるのに対し、がん組織の導電率σｓと光学的誘電率ε_∞の相関を示す曲線は導電率σｓが１．７［Ｓ／ｍ］以上に現れる。又、脂肪の導電率σｓと光学的誘電率ε_∞の相関を示す曲線は導電率σｓが１．１［Ｓ／ｍ］以下の領域に現れる。

同様に、図２３に示した導電率σｓを横軸、緩和強度Δεを縦軸とするデカルト座標においても、導電率σｓと緩和強度Δεの相関を示す曲線は、導電率σｓが１．４［Ｓ／ｍ］以下の領域に現れるのに対し、がん組織の導電率σｓと緩和強度Δεの相関を示す曲線は導電率σｓが１．７［Ｓ／ｍ］以上に現れる。又、脂肪の導電率σｓと緩和強度Δεの相関を示す曲線は導電率σｓが１．１［Ｓ／ｍ］以下の領域に現れる。

図２２及び図２３のデカルト座標系に示すように、乳腺組織の導電率σｓと光学的誘電率ε_∞の相関を示す曲線と、がん組織の導電率σｓと光学的誘電率ε_∞の相関を示す曲線が現れるデカルト座標上の位置には明瞭な差が認められる。又、乳腺組織の導電率σｓと緩和強度Δεの相関を示す曲線と、がん組織の導電率σｓと緩和強度Δεの相関を示す曲線が現れるデカルト座標上の位置には明瞭な差が認められ、脂肪組織の導電率σｓと緩和強度Δεの相関を示す曲線と、がん組織の導電率σｓと緩和強度Δεの相関を示す曲線が現れる位置にもデカルト座標上で明瞭な差が認められる。すなわち、マイクロ波トモグラフィで精度よく導電率σｓを推定できれば、その形状の組織ががん化ほかの組織化を識別することができる。

第１の実施形態に係る診断装置の場合と同様に、第２の実施形態に係る診断装置でも計算機上で対象部位のモデルを離散化してＭ個のボクセルの集団として表し、それぞれのボクセルのデバイパラメータを推定する。ある周波数ωについて位置ｒの測定点の散乱界についての支配方程式は、第１の実施形態で述べた式（２）で表される。式（２）は非線形の積分方程式で、これを解くため、第１の実施形態と同様にひずみボルン近似（ＤＢＩＭ））を使用し、コントラスト関数の近似解を、光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε、導電率σｓの３パラメータで繰り返し求めていく。

ＤＢＩＭを適用して式（２）を離散化すると、電場の散乱界とコントラスト関数ε（ｒ’）―ε^b（ｒ’）の関係は、光学的誘電率ε_∞、緩和強度Δε、導電率σｓについての線型方程式となる。

ΔＥ^Ｓは第１の実施形態で説明したとおり、観測した電場の散乱界Ｅ^Ｓ（ｒ）と現在のコントラスト関数の分布に基づき計算した散乱界との差である。Ｒｅ（ ）とＩｍ（ ）は複素数の実部と虚部を表す。式（８）よりＡｘ＝ｂの線型方程式が得られる。式（８）で、ｘがコントラスト関数の更新に使用する摂動量、受信点での観測データ群Ｘ_ｍｎと現在のコントラスト関数の分布で得られる計算データ群Ｙ_ｍｎの差が、残差散乱界ベクトルｂである。

さらに、現時点でのコントラスト関数の分布において、あるボクセルのコントラスト関数を変化させた時、受信データに現れる変化を表す感度行列（ヤコビアン）がＡである。撮像領域Ｖ内部のＫ個のボクセル群と_ＮＣ_２の測定値を持つシステムに関し、コントラスト関数の摂動量ｘは３Ｋ×１ベクトル、残留散乱界ｂは２_ＮＣ_２×１ベクトル、ヤコビアン行列Ａは２_ＮＣ_２×３Ｋ行列として構成される。式（８）の線形モデルにおいてコントラスト関数の摂動量の更新量Δｘ^kは、第１の実施形態で説明した式（５）によって求められる。

その後、更新したコントラスト関数ｘ^k+1を第１の実施形態で説明した式（２）のコントラスト関数に適用する。更新されたコントラスト関数ｘ^k+1を使って撮像領域を再構成し、第２の実施形態に係る診断装置では残差ノルムがある程度小さくなるまでこれらの処理を繰り返し行う。

第２の実施形態に係る診断装置で用いるイメージングセンサは、図２〜図４に示した第１の実施形態に係る診断装置のイメージングセンサと同様な構造であり、重複した説明を省略する。イメージングセンサの大きさは幅９６×長９６×高さ４８ｍｍで、この内部が８ｍｍ立法のボクセルに分割される。開口の４側面のそれぞれに６個、上面に１２個のダイポールアンテナが設けられ、その総数は３６個である。各側面のアンテナ配置は同一である。多偏波を用いることにより狭い空間で測定データの多様性が得られ、解析領域が縮小されて順解析時間が短縮される。アンテナが背景（樹脂）の中に埋め込まれていると仮定して撮像領域に入射界を与え、ダイポールの開口中心でのダイポールの向きに沿った散乱電界を求めて式（８）を計算する。

イメージングセンサは脂肪組織に近い樹脂で作成されると仮定する。図２に示したチューブ状の排気管４と、この排気管４の他方に連結した減圧装置５を駆動して、固定吸引撮像センサとして機能させ、対象部位としての乳房を半径４８ｍｍの半球でモデル化する。固定吸引撮像センサでは、対象部位の形が既知となり、画像回復領域を対象部位に限定することができる。既に図１２に、ＭＲＩデータから作成した生体の数値ファントムをがんの重心のあるｚ＝１６ｍｍの面で切った断面を示した。対象部位としての乳房は脂肪組織、乳腺組織と癌で構成されるが、第２の実施形態に係る診断装置では、表２に示した電気特性を各ボクセルに割り当て、逆散乱問題を解く。

散乱体内部の総合界は第１の実施形態に係る診断装置で説明したモーメント法により計算した。解析領域のボクセルの光学的誘電率ε_∞と導電率σｓの初期値は表２に示した背景の値を用いた。１．８ＧＨｚと４ＧＨｚを使用して再構成した断層像を図２４〜図２７に示す。図２４は、Ｚ＝１６mmの面で切った横断面、図２５は、Ｚ＝２４mmの面で切った横断面、図２６は、ｘ＝８mmの面で切った横断面、図２７はｘ＝１６mmの面で切った横断面である。

図２４〜図２７のそれぞれの断層像において、左上は設定した光学的誘電率ε_∞、右上は設定した導電率σｓ、左下は再構成した光学的誘電率ε_∞、右下は再構成した導電率σｓの分布を示す。図２４〜図２７中＋印は光学的誘電率ε_∞＞２５、導電率σｓ＞１．７［Ｓ／ｍ］となるがんの領域を示す。再構成画像のがん領域は設定したがんの領域とおおむね一致している。

以上のとおり、第２の実施形態に係る診断装置によれば、複数の周波数のマイクロ波を用いて、対象部位６の内部に含まれる散乱物体や不均質物体の位置、形状、大きさ、電気定数分布等の内部構造を、精度よく可視化できるという顕著な効果を奏することができる。このため、乳がん検診において、Ｘ線マンモグラフィ検診のような副作用の危険性やコスト面での問題もなく、腫瘍と乳腺症、のう胞などの識別や、その病変が何であるかを特定が可能であり、安価に、且つより正確なスクリーニングができる。

（その他の実施の形態）
上記のように、本発明は第１及び第２の実施形態によって記載したが、この開示の一部をなす論述及び図面は本発明を限定するものであると理解すべきではない。この開示から当業者には様々な代替実施の形態、実施例及び運用技術が明らかとなろう。

例えば、既に述べた第１及び第２の実施形態の説明においては、対象部位を人間の対象部位とし、乳がんを検診する場合について例示的に説明したが、乳がんの検診に限定されるものではない。例えば、対象部位を頭部としてもよく、頭部の内部の散乱物体や不均質物体の位置、形状、大きさ、電気定数分布等の内部構造を逆問題解析によって検出し、その病変が何であるかを特定することが可能である。更には、本発明を手足の骨折箇所の特定等の診断にも適用可能である。

又、図２〜図５において、撮像容器１の内壁面をなす４つの側壁面１_s1，１_s2，１_s3，Ｉ_s4及び上面（天井面）１_topに複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６を配列した場合について例示的に説明したが、４つの側壁面１_s1，１_s2，１_s3，Ｉ_s4及び上面（天井面）１_topの全てにアンテナユニットが配置されていなくてもよい。例えば、複数のアンテナユニットが、上面（天井面）１_topに配置されず、４つの側壁面１_s1，１_s2，１_s3，Ｉ_s4のみに配置されていてもよい。

また、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向が３種類に互いに異なる場合を説明したが、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向の種類はこれに限定されない。例えば、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を２種類（例えばＸ軸方向とＹ軸方向）に互いに異ならせてもよく、４種類以上に異ならせてもよい。

また、４つの側壁面１_s1，１_s2，１_s3，Ｉ_s4及び上面（天井面）１_topのそれぞれにおいて、複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向が互いに異なる場合を説明したが、４つの側壁面１_s1，１_s2，１_s3，Ｉ_s4及び上面（天井面）１_top単位で複数のアンテナユニットＡ_１〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を互いに異ならせてもよい。

例えば４つの側壁面１_s1，１_s2，１_s3，Ｉ_s4に配置されたアンテナユニットＡ_１３〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を互いに同一（例えばＺ軸方向）とし、上面（天井面）１_topに配置されたアンテナユニットＡ_１〜Ａ_１２の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を互いに同一（Ｘ軸方向又はＺ軸方向）として、アンテナユニットＡ_１〜Ａ_１２とアンテナユニットＡ_１３〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を異ならせてもよい。

また、２つの側壁面１_s1，１_s3に配置されたアンテナユニットＡ_１３〜Ａ_１８，Ａ_２５〜Ａ_３０の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を互いに同一（例えばＹ軸方向）とし、２つの側壁面１_s2，１_s4に配置されたアンテナユニットＡ_１９〜Ａ_２４，Ａ_３１〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を互いに同一（例えばＸ軸方向）として、アンテナユニットＡ_１３〜Ａ_１８，Ａ_２５〜Ａ_３０とアンテナユニットＡ_１９〜Ａ_２４，アンテナユニットＡ_３１〜Ａ_３６の放射素子５１，５２中を流れる電流の励振方向を異ならせてもよい。

また、図５（ａ）〜図５（ｃ）にアンテナユニットＡ_１の一例として放射素子５１，５２が誘電体基板５０の両面にそれぞれ配置されたダイポールアンテナを示したが、ダイポールアンテナの構造はこれに限定されない。例えば放射素子５１，５２が誘電体基板５０の片側に配置されたダイポールアンテナの構造であってもよい。また、本発明の第１及び第２の実施形態に係るアンテナユニットとしてはダイポールアンテナに限定されず、例えばモノポールアンテナや、偏波面が固定されたパッチアンテナでもよい。

このように、本発明はここでは記載していない様々な実施の形態等を含むことは勿論である。したがって、本発明の技術的範囲は上記の説明から妥当な特許請求の範囲に係る発明特定事項によってのみ定められるものである。

１…撮像容器、１_top…上面（天井面）、１_s1，１_s2，１_s3，１_s4…側壁面、１１…送信手段、１２…受信手段、１３…画像処理ユニット、１３１…データ読出回路、１３２…差分計算回路、１３３…電気定数初期化回路、１３４…空間分布計算回路、１３５…散乱パラメータ計算回路、１３６…電気定数更新回路、１３７…ノルム判定回路
１３８…表示命令回路、１３９…バス、１４…データ記憶装置、１５…プログラム記憶装置、１６…表示ユニット、１９…制御手段、１ｘ…凹部、２…空間充填部材、２５…電子スイッチ（切替手段）、３…貫通孔、４…排気管、５…減圧装置、５０…誘電体基板、５１，５２…放射素子、６…対象部位、Ａ_１〜Ａ_３６…アンテナユニット

Claims (11)

1. がん組織に固有な電気定数の情報を格納したデータ記憶装置と、
   複数のアンテナユニットの配列からなり、前記複数のアンテナユニットのそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイと、
   前記複数のアンテナユニットのそれぞれを逐次選択して、該選択されたアンテナユニットを介してマイクロ波を送信して、該マイクロ波を対象部位に照射する送信手段と、
   前記対象部位を透過又は前記対象部位から反射若しくは散乱されたマイクロ波を前記選択されたアンテナユニットを含む前記複数のアンテナユニットでそれぞれ受信する受信手段と、
   前記データ記憶装置に格納された前記情報と前記受信手段が受信した前記複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析して前記がん組織の分布を再構成し、前記再構成された電気定数の分布を画像表示する画像処理ユニットと、
   を備え、トモグラフィ処理を実行することを特徴とする診断装置。
2. 前記データ記憶装置に、前記がん組織の誘電率と導電率の関係情報が格納され、
   画像処理ユニットが、前記関係情報を用いて、前記誘電率及び前記導電率の分布の画像を逆問題のマトリックス演算による解析して再構成し、目的画像を得ることを特徴とする請求項１に記載の診断装置。
3. 前記データ記憶装置に、前記がん組織の光学的誘電率と導電率の関係情報並びに緩和強度と導電率の関係情報が格納され、
   画像処理ユニットが、前記光学的誘電率と前記導電率の前記関係情報並びに前記緩和強度と前記導電率の前記関係情報を用い、前記光学的誘電率、前記緩和強度及び前記導電率の分布の画像を逆問題のマトリックス演算による解析して再構成し、目的画像を得ることを特徴とする請求項１に記載の診断装置。
4. 前記対象部位が乳房であり、デカルト座標上の前記がん組織の前記光学的誘電率と導電率の相関関係が、乳腺組織及び脂肪組織の光学的誘電率と導電率の相関関係とは異なる位置に現れ、デカルト座標上の前記がん組織の前記緩和強度と導電率の相関関係が、乳腺組織及び脂肪組織の緩和強度と導電率の相関関係とは異なる位置に現れることを特徴とする請求項３に記載の診断装置。
5. 前記導電率を横軸、前記光学的誘電率を縦軸とする前記デカルト座標で前記乳腺組織の前記導電率と前記光学的誘電率の相関を示す曲線は前記導電率が１．４［Ｓ／ｍ］以下の領域に現れ、前記がん組織の前記導電率と前記光学的誘電率の相関を示す曲線は前記導電率が１．７［Ｓ／ｍ］以上の領域に現れることを特徴とする請求項４に記載の診断装置。
6. がん組織に固有な電気定数の情報を予備知識として取得し、データ記憶装置に格納するステップと、
   複数のアンテナユニットの配列からなり、前記複数のアンテナユニットのそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイのそれぞれを逐次選択して、該選択されたアンテナユニットを介してマイクロ波を送信して、該マイクロ波を対象部位に照射するステップと、
   前記対象部位を透過、前記対象部位から反射若しくは散乱されたマイクロ波を前記選択されたアンテナユニットを含む前記複数のアンテナユニットでそれぞれ受信するステップと、
   前記データ記憶装置に格納された前記情報と前記受信手段が受信した前記複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析して前記がん組織の分布を再構成するステップと、
   を含み、トモグラフィ処理を実行することを特徴とする診断方法。
7. 前記予備知識として、前記がん組織の誘電率と導電率の関係情報をデータ記憶装置に格納し、
   前記関係情報を用いて、前記誘電率及び前記導電率の分布の画像を逆問題のマトリックス演算による解析して再構成し、目的画像を得ることを特徴とする請求項６に記載の診断方法。
8. 前記予備知識として、前記がん組織の光学的誘電率と導電率の関係情報並びに緩和強度と導電率の関係情報をデータ記憶装置に格納し、
   画像処理ユニットが、前記光学的誘電率と前記導電率の前記関係情報並びに前記緩和強度と前記導電率の前記関係情報を用い、前記光学的誘電率、前記緩和強度及び前記導電率の分布の画像を逆問題のマトリックス演算による解析して再構成し、目的画像を得ることを特徴とする請求項６に記載の診断方法。
9. 前記対象部位が乳房であり、デカルト座標上の前記がん組織の前記光学的誘電率と導電率の相関関係が、乳腺組織及び脂肪組織の光学的誘電率と導電率の相関関係とは異なる位置に現れ、デカルト座標上の前記がん組織の前記緩和強度と導電率の相関関係が、乳腺組織及び脂肪組織の緩和強度と導電率の相関関係とは異なる位置に現れることを特徴とする請求項８に記載の診断方法。
10. 前記導電率を横軸、前記光学的誘電率を縦軸とする前記デカルト座標で前記乳腺組織の前記導電率と前記光学的誘電率の相関を示す曲線は前記導電率が１．４［Ｓ／ｍ］以下の領域に現れ、前記がん組織の前記導電率と前記光学的誘電率の相関を示す曲線は前記導電率が１．７［Ｓ／ｍ］以上の領域に現れることを特徴とする請求項８に記載の診断方法。
11. 予備知識として事前に取得した、がん組織に固有な電気定数の情報をデータ記憶装置に格納させる命令と、
    送信手段に対し、複数のアンテナユニットの配列からなり、前記複数のアンテナユニットのそれぞれの放射素子中を流れる電流の励振方向が互いに異なるアンテナアレイのそれぞれを逐次選択して、該選択されたアンテナユニットを介してマイクロ波を送信して、該マイクロ波を対象部位に照射させる命令と、
    受信手段に対し、前記対象部位を透過、前記対象部位から反射若しくは散乱されたマイクロ波を前記選択されたアンテナユニットを含む前記複数のアンテナユニットでそれぞれ受信させる命令と、
    画像処理ユニットに、前記データ記憶装置に格納された前記情報を読み出させ、該読み出したデータと前記受信手段が受信した前記複数のアンテナユニットからの電気信号により逆問題を解析して前記がん組織の分布を再構成させる命令と、
    を含む一連の命令によりコンピュータシステムを動作させ、トモグラフィ処理を実行することを特徴とする診断プログラム。

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