JP2003525447A - 撮像装置及び方法 - Google Patents
撮像装置及び方法Info
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Abstract
(57)【要約】
画像及び/又はスペクトル情報を得ることのような試料を調査するための技術の範囲を記載する。その技術は、試料の表面より下の深さの連続関数として試料に関する構造の情報を導出する方法、試料内の二つの界面の間に位置する試料の構造の一部分を評価する方法、並びにコントラストを増強する、方法及び迅速な画像収集時間を有する装置を含む。
Description
【0001】
本発明は、主として25GHzから100THzまでの周波数範囲における放
射を使用して、試料を調査する及び撮像する分野に関係がある。この周波数範囲
は、中赤外範囲からマイクロ波範囲まで広がり、マイクロ波範囲のより低い端を
含む。周波数のこの範囲は、テラヘルツ(THz)範囲を包含し、一般にTHz
放射と呼ばれる。
射を使用して、試料を調査する及び撮像する分野に関係がある。この周波数範囲
は、中赤外範囲からマイクロ波範囲まで広がり、マイクロ波範囲のより低い端を
含む。周波数のこの範囲は、テラヘルツ(THz)範囲を包含し、一般にTHz
放射と呼ばれる。
【0002】
そのような放射は、非電離であり、結果として、それは、特に医療の用途に役
に立つ。任意のタイプの医療の撮像において、放射は、一般に患者から反射する
か又は患者を通じて透過する。上記の周波数範囲における放射は、一般に、高い
水の含量を有する構造で実に大いに吸収される。従って、反射の測定は、このよ
うな調査に特に役に立つと信じられている。
に立つ。任意のタイプの医療の撮像において、放射は、一般に患者から反射する
か又は患者を通じて透過する。上記の周波数範囲における放射は、一般に、高い
水の含量を有する構造で実に大いに吸収される。従って、反射の測定は、このよ
うな調査に特に役に立つと信じられている。
【0003】
損失の無い材料における反射の測定は、以前にEP0864857において証
明されてきた。この文書は、それらの屈折率において鋭い不連続性を有する損失
の無い材料における反射の測定を使用して単純な分析を行う方法を説明する。フ
ロッピー(登録商標)ディスク内における誘電体の界面の位置は、その技術を証
明するために使用される。
明されてきた。この文書は、それらの屈折率において鋭い不連続性を有する損失
の無い材料における反射の測定を使用して単純な分析を行う方法を説明する。フ
ロッピー(登録商標)ディスク内における誘電体の界面の位置は、その技術を証
明するために使用される。
【0004】
しかしながら、一般に、医療の試料は、特に損失の有る媒体であり、言いかえ
れば、テラヘルツ放射は、このような構造において強く吸収される。また、その
屈折率において鋭い不連続性を有さない試料の構造を決定することができること
に要望がある。
れば、テラヘルツ放射は、このような構造において強く吸収される。また、その
屈折率において鋭い不連続性を有さない試料の構造を決定することができること
に要望がある。
【0005】
本発明は、上記の問題を扱うように努め、第一の態様において、試料を撮像す
る方法を提供し、その方法は、 試料の表面を電磁放射のパルスで照射するステップ、 試料から反射される前記放射を検出するステップ、及び 試料の構造に関する情報を、試料の表面からの深さの関数として導出するステ
ップ、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲に複数の周波数を有す
る。
る方法を提供し、その方法は、 試料の表面を電磁放射のパルスで照射するステップ、 試料から反射される前記放射を検出するステップ、及び 試料の構造に関する情報を、試料の表面からの深さの関数として導出するステ
ップ、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲に複数の周波数を有す
る。
【0006】
上記方法は、理想的には、生物学的な試料を伴った使用に対して意図される。
また、上記の方法は、試料の表面からの深さの連続関数として情報を導出する。
好ましくは、屈折率又は吸収係数のいずれかを、試料の表面からの深さの関数と
して導出する。構造の情報を、測定された反射された放射の連続な解析関数とし
て導出することができる。
また、上記の方法は、試料の表面からの深さの連続関数として情報を導出する。
好ましくは、屈折率又は吸収係数のいずれかを、試料の表面からの深さの関数と
して導出する。構造の情報を、測定された反射された放射の連続な解析関数とし
て導出することができる。
【0007】
好ましくは、本方法は、参照信号を得るステップをさらに含む。前記参照信号
は、好ましくは試料の存在無しで得られる信号であり、好ましくは実質的に完全
に反射することを有する鏡から離れる放射を反射させることによって得られる。
は、好ましくは試料の存在無しで得られる信号であり、好ましくは実質的に完全
に反射することを有する鏡から離れる放射を反射させることによって得られる。
【0008】
上記方法は、試料の連続的に変化する吸収係数、屈折率、及び他の構造パラメ
ーターについての情報を得るために、試料からの反射を使用する。本方法が、深
さの関数として連続的に変化するパラメーターを導出するための分析技術を提供
するので、その技術は、試料内の鋭い不連続性の存在に依存しないで試料の特定
の領域に関する情報を導出する。
ーターについての情報を得るために、試料からの反射を使用する。本方法が、深
さの関数として連続的に変化するパラメーターを導出するための分析技術を提供
するので、その技術は、試料内の鋭い不連続性の存在に依存しないで試料の特定
の領域に関する情報を導出する。
【0009】
THzパルスの各周波数成分の波動ベクトルが、(損失の無い媒体に関する場
合である)屈折率と対照的に吸収係数によって支配されると、上記方法を使用し
てこの分析を行うことが可能である。好ましくは50GHzから80THzまで
の、より好ましくは100GHzから50THzまでの周波数範囲を使用する。
合である)屈折率と対照的に吸収係数によって支配されると、上記方法を使用し
てこの分析を行うことが可能である。好ましくは50GHzから80THzまで
の、より好ましくは100GHzから50THzまでの周波数範囲を使用する。
【0010】
第二の態様において、本発明は、試料を調査するための装置を提供し、その装
置は、 電磁放射のパルスで試料の表面を照射するための手段、 試料から反射される前記放射を検出すると共に、試料の表面からの深さの関数
として試料に関する構造の情報を導出するための手段、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する。
置は、 電磁放射のパルスで試料の表面を照射するための手段、 試料から反射される前記放射を検出すると共に、試料の表面からの深さの関数
として試料に関する構造の情報を導出するための手段、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する。
【0011】
もちろん、上記方法を使用して屈折率において鋭い不連続性を有する試料を研
究することは可能である。損失の無い及び損失の有る媒体の両方において、試料
の内部の誘電性の界面又は外部の表面のような屈折率における不連続性からの反
射による信号を容易に検出することができる。このような信号は、通常、容易に
検出することができる、反射された放射における大きなピークによってそれ自体
を明示する。
究することは可能である。損失の無い及び損失の有る媒体の両方において、試料
の内部の誘電性の界面又は外部の表面のような屈折率における不連続性からの反
射による信号を容易に検出することができる。このような信号は、通常、容易に
検出することができる、反射された放射における大きなピークによってそれ自体
を明示する。
【0012】
この反射データを、同じもの内の界面の位置を決定するために使用することが
できる。しかしながら、それを、二つの界面の間における試料の吸収に関するデ
ータを得るためにもまた使用することができる。試料の異なる部分における異な
る界面からの信号を比較することは、特に、二つの界面の間で後者の吸収におい
ていくらか変動がある試料を研究することに役に立つ。
できる。しかしながら、それを、二つの界面の間における試料の吸収に関するデ
ータを得るためにもまた使用することができる。試料の異なる部分における異な
る界面からの信号を比較することは、特に、二つの界面の間で後者の吸収におい
ていくらか変動がある試料を研究することに役に立つ。
【0013】
従って、第三の態様において、本発明は、試料を研究するための方法を提供し
、本方法は、 25GHzから100THzまでの範囲における周波数を有する電磁放射で試
料の表面の第一の部分及び第二の部分を照射するステップ、 試料の二つの部分の第一及び第二の界面からの放射の反射による信号を検出す
るステップ、並びに 接続された第二の界面の信号を生じさせるために第二の界面からの信号のピー
ク高さを第一の界面からのものと比較すると共に接続された第二の界面の信号を
比較するステップ、を含み、第一の界面は、第二の界面よりも表面に接近して位
置する。
、本方法は、 25GHzから100THzまでの範囲における周波数を有する電磁放射で試
料の表面の第一の部分及び第二の部分を照射するステップ、 試料の二つの部分の第一及び第二の界面からの放射の反射による信号を検出す
るステップ、並びに 接続された第二の界面の信号を生じさせるために第二の界面からの信号のピー
ク高さを第一の界面からのものと比較すると共に接続された第二の界面の信号を
比較するステップ、を含み、第一の界面は、第二の界面よりも表面に接近して位
置する。
【0014】
第一の界面からの信号を第二のものと比較するステップは、第二の界面からの
信号のピーク高さを第一の又は減ずる信号のもので割るステップを含むことがで
きるかもしれない。代わりに、本方法は、ピーク高さに関して試料の二つの異な
る部分からの二つの信号を比較するステップを含むことができるかもしれない。
信号のピーク高さを第一の又は減ずる信号のもので割るステップを含むことがで
きるかもしれない。代わりに、本方法は、ピーク高さに関して試料の二つの異な
る部分からの二つの信号を比較するステップを含むことができるかもしれない。
【0015】
第一及び第二の界面からの信号のピーク高さを比較することは、試料の位置に
おける差並びに第一及び第二の界面の間にない試料における差による検出される
放射における任意の変動を考慮に入れることを可能にする。
おける差並びに第一及び第二の界面の間にない試料における差による検出される
放射における任意の変動を考慮に入れることを可能にする。
【0016】
上記方法は、試料における異常を捜すとき、特に役に立つ。例えば、皮膚の腫
瘍を捜すこと。このような試料では、皮膚の外面のような腫瘍より上の界面から
の反射があることになる、また皮膚より下の界面、例えば皮膚/脂肪の界面から
の反射があることになる。腫瘍がTHzをかなり強く吸収することが示されてき
た。従って、第二の界面からの信号は、非腫瘍状の領域におけるよりも腫瘍状の
領域においてより弱いことになる。
瘍を捜すこと。このような試料では、皮膚の外面のような腫瘍より上の界面から
の反射があることになる、また皮膚より下の界面、例えば皮膚/脂肪の界面から
の反射があることになる。腫瘍がTHzをかなり強く吸収することが示されてき
た。従って、第二の界面からの信号は、非腫瘍状の領域におけるよりも腫瘍状の
領域においてより弱いことになる。
【0017】
よって、試料の部分の一つは、好ましくは、参照として使用される健康な部分
である。
である。
【0018】
さらに、第一のものに対する第二の界面からの信号の相対的な高さを見ると同
時に、皮膚にわたってTHzビームを走査することによって、腫瘍の範囲の写真
を構築することは可能である。
時に、皮膚にわたってTHzビームを走査することによって、腫瘍の範囲の写真
を構築することは可能である。
【0019】
上記方法は、腫瘍を捜すことのみに限定されない。虫歯にさらされてきた歯の
エリアもまた歯の健康なエリアよりも強く吸収していることが示されてきた。従
って、歯の健康な領域から歯の虫歯の領域までの第二の界面からの信号において
著しい変化があることになる。
エリアもまた歯の健康なエリアよりも強く吸収していることが示されてきた。従
って、歯の健康な領域から歯の虫歯の領域までの第二の界面からの信号において
著しい変化があることになる。
【0020】
上記方法は、試料の多くの異なる部分を見る、及び試料における位置に対する
補正された第二のピークのプロットを発生させるステップを含んでもよい。
補正された第二のピークのプロットを発生させるステップを含んでもよい。
【0021】
また、試料の画像を、試料における位置に対する補正された第二のピークをプ
ロットすることによって構築することができるかもしれない。
ロットすることによって構築することができるかもしれない。
【0022】
2D画像を構築するために、試料のエリアを画素へ細分し、画素の各々を形成
する反射された放射を検出する。
する反射された放射を検出する。
【0023】
使用する放射は、複数の周波数又はさらに実質的に単一の周波数を有する連続
波の放射を含むパルス化された放射であり得る。
波の放射を含むパルス化された放射であり得る。
【0024】
第四の態様において、本発明は、試料の画像を発生させるための装置を提供し
、その装置は、 試料を電磁放射のパルスで照射するための手段、 試料から反射する又は試料を透過する放射の振幅を検出するための手段、及び 時間における単一の点で検出される放射の振幅を使用して試料の画像を発生さ
せるための手段、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する。
、その装置は、 試料を電磁放射のパルスで照射するための手段、 試料から反射する又は試料を透過する放射の振幅を検出するための手段、及び 時間における単一の点で検出される放射の振幅を使用して試料の画像を発生さ
せるための手段、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する。
【0025】
試料を研究するとき、試料の画像及びを発生させることが通常望ましい。典型
的には、試料の画像を、検出されたテラヘルツ放射の最高点又は最低点をプロッ
トすることによって発生させてきた。しかしながら、より良好なコントラストを
、個々の時間遅延に対してTHz電場を見ることによって得ることができること
を見出してきた。
的には、試料の画像を、検出されたテラヘルツ放射の最高点又は最低点をプロッ
トすることによって発生させてきた。しかしながら、より良好なコントラストを
、個々の時間遅延に対してTHz電場を見ることによって得ることができること
を見出してきた。
【0026】
従って、第五の態様において、本発明は、試料を撮像する方法を提供し、その
方法は、 電磁放射のパルスで試料を照射するステップ、 放射の振幅を検出するステップ、及び、 時間における個々の点で、検出された放射の振幅を使用して試料の画像を発生
させるステップ、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する。
方法は、 電磁放射のパルスで試料を照射するステップ、 放射の振幅を検出するステップ、及び、 時間における個々の点で、検出された放射の振幅を使用して試料の画像を発生
させるステップ、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する。
【0027】
画像を発生させるために、試料の多くの異なる部分からのTHz信号を測定す
ることは必要である。典型的には、撮像することになっている試料のエリアを、
画素の二次元の配列へ細分することになり、放射を、画素の各々から検出するこ
とにする。画素の各々からの放射を検出するために、試料を放射のビームに対し
ての移動させてもよいか、若しくはビームを試料に対して移動させてもよいか、
又はその両方である。代わりに、試料のエリア全体を照射することができるかも
しれず、試料のエリアを透過する又は試料のエリアを形成する検出される放射を
、CCDカメラなどによって検知することができるかもしれない。
ることは必要である。典型的には、撮像することになっている試料のエリアを、
画素の二次元の配列へ細分することになり、放射を、画素の各々から検出するこ
とにする。画素の各々からの放射を検出するために、試料を放射のビームに対し
ての移動させてもよいか、若しくはビームを試料に対して移動させてもよいか、
又はその両方である。代わりに、試料のエリア全体を照射することができるかも
しれず、試料のエリアを透過する又は試料のエリアを形成する検出される放射を
、CCDカメラなどによって検知することができるかもしれない。
【0028】
試料を照射するために使用されるテラヘルツパルスは、試料を通じたその通過
により広がることになる。結果として、パルスの異なる部分を、異なる時間で検
出することになる。パルスの個々の特徴のパルスの前縁を、時間t=0で検出器
に到着すると考えることができると、パルスの他の部分は、遅延時間“t”で検
出器に到着することになる。
により広がることになる。結果として、パルスの異なる部分を、異なる時間で検
出することになる。パルスの個々の特徴のパルスの前縁を、時間t=0で検出器
に到着すると考えることができると、パルスの他の部分は、遅延時間“t”で検
出器に到着することになる。
【0029】
本発明の第五の態様の方法は、特定の‘t’を使用して画像を発生させる。
【0030】
放射を、特定の時間‘t’で検出することができる、これは、それがいずれの
‘t’に対しても放射を検出することを要求しないと共に、よって画像の収集時
間を実質的に改善するので有利である。
‘t’に対しても放射を検出することを要求しないと共に、よって画像の収集時
間を実質的に改善するので有利である。
【0031】
代わりに、‘t’の範囲に対して放射を検出すること、及び次に画像を発生さ
せるために個々の“t”を選択することは、望ましい場合もある。これは、走査
変数として“t”を使用し画像を走査可能であることを許容する。このように、
第三者は、本方法を使用して、最良のコントラストをもつ画像を得たとするまで
、様々な“t”に対して画像を走査することができるかもしれない。
せるために個々の“t”を選択することは、望ましい場合もある。これは、走査
変数として“t”を使用し画像を走査可能であることを許容する。このように、
第三者は、本方法を使用して、最良のコントラストをもつ画像を得たとするまで
、様々な“t”に対して画像を走査することができるかもしれない。
【0032】
この方法を、透過したデータ又は反射したデータのいずれか又は両方に使用す
ることができるかもしれない。
ることができるかもしれない。
【0033】
第六の態様において、本発明は、
電磁放射のパルスで試料を照射するための手段、
試料から反射する又は試料を透過する放射の振幅を検出するための手段、及び
時間における単一の点で検出される放射の振幅を使用して試料の画像を発生さ
せるための手段、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する、試料を撮像するための装置を提供する。
せるための手段、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する、試料を撮像するための装置を提供する。
【0034】
本装置は、好ましくは、異なる時間の点から発生する複数の画像を表示するた
めの手段をさらに含む。より好ましくは、本装置は、遅延時間の可変パラメータ
ーを使用して画像を最適化するための最適化手段を含む。
めの手段をさらに含む。より好ましくは、本装置は、遅延時間の可変パラメータ
ーを使用して画像を最適化するための最適化手段を含む。
【0035】
ここで、本発明を、次の好適な非限定的実施例を参照して記載することにする
。
。
【0036】
図1は、基本的なTHz撮像系を示す。系を、三つの主要なセクション、発生
器31、撮像セクション33、及び検出セクション35へ単純化することができ
る。THz放射は、可視パルスレーザー37によって供給されるTHzエミッタ
ーを使用することによって、発生セクション31で発生する。
器31、撮像セクション33、及び検出セクション35へ単純化することができ
る。THz放射は、可視パルスレーザー37によって供給されるTHzエミッタ
ーを使用することによって、発生セクション31で発生する。
【0037】
THzビーム39は、発生セクション31から放出され、撮像セクション33
の試料41へ向けられる。次にTHzビーム39は、試料41から反射され、さ
らなる光学系45を経て検出セクション35へ向けられる。試料41から反射さ
れたTHzビームは、ビーム39である。
の試料41へ向けられる。次にTHzビーム39は、試料41から反射され、さ
らなる光学系45を経て検出セクション35へ向けられる。試料41から反射さ
れたTHzビームは、ビーム39である。
【0038】
検出セクションは、可視光の信号及びACポッケルス効果を介して検出された
THz信号で伝えられる情報を読み取る。可視光を、レーザー37からビームス
プリッター47を経て得ることができる。レーザー37は、典型的には、50f
sのパルス幅及び82MHzの繰り返し率で900nm乃至350nmの範囲に
おける波長を生ずるTiサファイアレーザーである。
THz信号で伝えられる情報を読み取る。可視光を、レーザー37からビームス
プリッター47を経て得ることができる。レーザー37は、典型的には、50f
sのパルス幅及び82MHzの繰り返し率で900nm乃至350nmの範囲に
おける波長を生ずるTiサファイアレーザーである。
【0039】
ビームスプリッター47は、そのビームを、参照ビーム55及びTHz発生用
のビームに分割する。時間遅延を、時間遅延回路34を経て参照ビーム55に加
える。時間遅延回路を介して時間遅延を変動させることは、参照ビームの位相を
、THzビーム39のものに対して変動させることを可能にする。これは、検出
系35でTHzビームを検出することにおいて使用される。系(例えば、試料4
1の移動、時間遅延34及び検出された信号の処理の制御)は、コンピューター
36によって制御される。ACポッケルス効果の詳細を、図3を参照して記載す
ることにする。
のビームに分割する。時間遅延を、時間遅延回路34を経て参照ビーム55に加
える。時間遅延回路を介して時間遅延を変動させることは、参照ビームの位相を
、THzビーム39のものに対して変動させることを可能にする。これは、検出
系35でTHzビームを検出することにおいて使用される。系(例えば、試料4
1の移動、時間遅延34及び検出された信号の処理の制御)は、コンピューター
36によって制御される。ACポッケルス効果の詳細を、図3を参照して記載す
ることにする。
【0040】
図2は、図1の撮像系と共に使用することができる発生器を示す。ここで、簡
単のために、系の検出部分の詳細を省略することにする。これらを、図3を参照
して記載することにする。
単のために、系の検出部分の詳細を省略することにする。これらを、図3を参照
して記載することにする。
【0041】
図2は、ZnTeのような同種の非線形特性結晶であってもよい周波数変換部
材を使用するTHz発生器を示す。周波数変換部材315を経るTHz放射を発
生させるために使用される放射。放射は、Ti:サファイア結晶317から周波
数変換部材315に供給される。Ti:サファイア結晶317は、レーザー駆動
ビーム319を伴った放射に応じて、放射のパルスを含むポンプビームを放出す
る。効率的なレーザー処理を提供するために、Ti:サファイア結晶317へポ
ンプビーム307を連続的に反射することは望ましい。従って、レーザー処理結
晶317は、典型的にはレーザー処理キャビティ内に提供される。
材を使用するTHz発生器を示す。周波数変換部材315を経るTHz放射を発
生させるために使用される放射。放射は、Ti:サファイア結晶317から周波
数変換部材315に供給される。Ti:サファイア結晶317は、レーザー駆動
ビーム319を伴った放射に応じて、放射のパルスを含むポンプビームを放出す
る。効率的なレーザー処理を提供するために、Ti:サファイア結晶317へポ
ンプビーム307を連続的に反射することは望ましい。従って、レーザー処理結
晶317は、典型的にはレーザー処理キャビティ内に提供される。
【0042】
駆動ビーム319は、鏡M1及びM2を使用して結晶317に向けられる。駆
動ビーム319は、鏡M3を通じてレーザー処理結晶317に通過することがで
きる。結晶317によって吸収されない駆動ビーム319は、鏡M4を通じて放
出される。鏡M4は、レーザー処理結晶317にどんな放射も反射し戻すことに
役立つ。次に、この放射は、鏡M3を経て鏡M5及び出力連結器321に反射さ
れる。出力連結器321は、テラヘルツ放射を生じさせるために周波数変換部材
315にポンプビーム307を反射することに役立つ。ポンプビームは、レンズ
L1を経て周波数変換部材315に集束する。周波数変換部材315を通じて透
過するどんな放射も鏡M6によって周波数変換部材315を通じて反射し戻され
る。次に、この放射は、出力連結器321に当たる。
動ビーム319は、鏡M3を通じてレーザー処理結晶317に通過することがで
きる。結晶317によって吸収されない駆動ビーム319は、鏡M4を通じて放
出される。鏡M4は、レーザー処理結晶317にどんな放射も反射し戻すことに
役立つ。次に、この放射は、鏡M3を経て鏡M5及び出力連結器321に反射さ
れる。出力連結器321は、テラヘルツ放射を生じさせるために周波数変換部材
315にポンプビーム307を反射することに役立つ。ポンプビームは、レンズ
L1を経て周波数変換部材315に集束する。周波数変換部材315を通じて透
過するどんな放射も鏡M6によって周波数変換部材315を通じて反射し戻され
る。次に、この放射は、出力連結器321に当たる。
【0043】
出力連結器321は、テラヘルツ放射を透過させるが、それは、ポンプビーム
の大部分を鏡M5に反射し戻し、その鏡M5は、次にはその放射を、鏡M3を経
てレーザー処理結晶317に反射し戻す。言いかえれば、レーザー処理結晶31
7及び周波数変換部材315は、鏡M6、出力連結器並びに鏡M5、M3及びM
4によって定義される同じレーザー処理キャビティ内に全て位置する。ポンプビ
ーム307は、ポンプビーム及びTHzビームを効率的に発生させるために、こ
のキャビティ内に連続的に反射される。
の大部分を鏡M5に反射し戻し、その鏡M5は、次にはその放射を、鏡M3を経
てレーザー処理結晶317に反射し戻す。言いかえれば、レーザー処理結晶31
7及び周波数変換部材315は、鏡M6、出力連結器並びに鏡M5、M3及びM
4によって定義される同じレーザー処理キャビティ内に全て位置する。ポンプビ
ーム307は、ポンプビーム及びTHzビームを効率的に発生させるために、こ
のキャビティ内に連続的に反射される。
【0044】
出力連結器321から放出されるTHzビーム53は、THz撮像光学系(示
してない)を経て撮像セクション33及び試料41に向けられる。試料41は、
電動式X−Y並進ステージ(示してない)に置かれるので、試料41全体を撮像
することができる。(x−y平面は、ビーム軸に直交する。)試料からの撮像情
報を伝えるTHz放射は、THz撮像光学系45を経てTHz検出系35へ反射
される。
してない)を経て撮像セクション33及び試料41に向けられる。試料41は、
電動式X−Y並進ステージ(示してない)に置かれるので、試料41全体を撮像
することができる。(x−y平面は、ビーム軸に直交する。)試料からの撮像情
報を伝えるTHz放射は、THz撮像光学系45を経てTHz検出系35へ反射
される。
【0045】
出力連結器321は、参照ビーム55としてのTHz放射と同様にいくらかの
可視放射55も透過させる。撮像及び電気光学検出を、単一の窒素が取り除かれ
たユニットの内部で行うことができる。
可視放射55も透過させる。撮像及び電気光学検出を、単一の窒素が取り除かれ
たユニットの内部で行うことができる。
【0046】
試料41は、PCコンピューター(示してない)によって制御されるX−Y電
動式並進ステージ(示してない)に据え付けられる。次に対象の各セクション(
画素)を撮像してもよい。その技術の空間分解能を改善するために、軸外の放物
面鏡、集光円錐、及びレンズを、ビームを回折限界のスポットへ集束させるため
に使用してもよい。試料を集光円錐の近距離場に据え付けることによって、回折
限界を克服してもよく、約50μmの空間分解能を達成してもよい。撮像系は、
撮像される対象の性質及び検出回路の性質に依存して、このような対象と共に、
又はこのような対象なしで機能することができる。
動式並進ステージ(示してない)に据え付けられる。次に対象の各セクション(
画素)を撮像してもよい。その技術の空間分解能を改善するために、軸外の放物
面鏡、集光円錐、及びレンズを、ビームを回折限界のスポットへ集束させるため
に使用してもよい。試料を集光円錐の近距離場に据え付けることによって、回折
限界を克服してもよく、約50μmの空間分解能を達成してもよい。撮像系は、
撮像される対象の性質及び検出回路の性質に依存して、このような対象と共に、
又はこのような対象なしで機能することができる。
【0047】
図3は、検出系を詳細に示す。撮像情報及び可視光ビーム55を伝えるTHz
ビーム39は、THz検出系へ入力される。可視光ビーム55は、検出結晶73
に入射する参照ビームとして作用する。参照ビーム55は、直線偏光し、その偏
光は、それが検出結晶73の正常及び異常軸の両方に沿った成分を有するように
方向付けられる。軸の各々は、それぞれ、結晶73の正常及び異常軸に沿って別
個の屈折率n0及びneを有する。第二の(THz)放射ビーム39の欠如にお
いて、直線偏光した参照ビーム55は、その偏光において無視できる変化を伴う
検出結晶73を通過する。
ビーム39は、THz検出系へ入力される。可視光ビーム55は、検出結晶73
に入射する参照ビームとして作用する。参照ビーム55は、直線偏光し、その偏
光は、それが検出結晶73の正常及び異常軸の両方に沿った成分を有するように
方向付けられる。軸の各々は、それぞれ、結晶73の正常及び異常軸に沿って別
個の屈折率n0及びneを有する。第二の(THz)放射ビーム39の欠如にお
いて、直線偏光した参照ビーム55は、その偏光において無視できる変化を伴う
検出結晶73を通過する。
【0048】
出願人は、偏光が回転する角度Θが無視できることを明らかにすることを求め
る。しかしながら、直線偏光したビームは、わずかに楕円になり得る。この効果
は、可変な遅延波長板、例えば四分の一波長板81によって補償される。
る。しかしながら、直線偏光したビームは、わずかに楕円になり得る。この効果
は、可変な遅延波長板、例えば四分の一波長板81によって補償される。
【0049】
放出されるビーム77は、四分の一波長板81を使用して円偏光したビーム8
3へ変換される。次に、これは、偏光したビームの二つの直交する成分を均衡の
とれたフォトダイオード85に向ける、ウォラストンプリズム79(又は直交す
る偏光成分を分離するための等価なデバイス)によって二つの直線偏光したビー
ムへ分割される。均衡のとれたフォトダイオード信号は、二つのダイオード間の
出力における差がゼロであるように、波長板81を使用して調節される。
3へ変換される。次に、これは、偏光したビームの二つの直交する成分を均衡の
とれたフォトダイオード85に向ける、ウォラストンプリズム79(又は直交す
る偏光成分を分離するための等価なデバイス)によって二つの直線偏光したビー
ムへ分割される。均衡のとれたフォトダイオード信号は、二つのダイオード間の
出力における差がゼロであるように、波長板81を使用して調節される。
【0050】
しかしながら、検出器73が参照ビームだけでなく二次ビーム69もまた(こ
の場合にはTHzの範囲における周波数をもつビーム)検出するとすれば、偏光
が回転する角度Θは、無視できない。これは、THz電場が、軸n0、neのう
一つに沿った可視の(基本振動の)放射の屈折率を変調するためである。これは
、楕円である検出器73に従った可視の場に帰着し、よってプリズム79によっ
て分離された偏光成分は、等しくない。出力ダイオード間の電圧における差は、
検出電圧を与える。
の場合にはTHzの範囲における周波数をもつビーム)検出するとすれば、偏光
が回転する角度Θは、無視できない。これは、THz電場が、軸n0、neのう
一つに沿った可視の(基本振動の)放射の屈折率を変調するためである。これは
、楕円である検出器73に従った可視の場に帰着し、よってプリズム79によっ
て分離された偏光成分は、等しくない。出力ダイオード間の電圧における差は、
検出電圧を与える。
【0051】
参照ビーム55及びTHzビーム39は、それらが結晶73を通過するような
位相にとどまるべきである。そうでなければ、偏光の回転Θは、不明瞭になる。
従って、検出結晶73は、明瞭な信号を生じさせる手段に調和する位相を有する
。
位相にとどまるべきである。そうでなければ、偏光の回転Θは、不明瞭になる。
従って、検出結晶73は、明瞭な信号を生じさせる手段に調和する位相を有する
。
【0052】
他のタイプの発生器もまた使用してもよい。図4は、いわゆる光伝導エミッタ
ーを説明する。エミッターは、低い温度のGaAs、GaAs、サファイア上の
Siなどのような半導体を含む部材91を含む。半導体部材は、その表面に位置
する一組みの電極93a及び93bを有する。電極93a及び93bは、二つの
電極93aと93bとの間に場を発生させることができるように、電源に接続さ
れる。
ーを説明する。エミッターは、低い温度のGaAs、GaAs、サファイア上の
Siなどのような半導体を含む部材91を含む。半導体部材は、その表面に位置
する一組みの電極93a及び93bを有する。電極93a及び93bは、二つの
電極93aと93bとの間に場を発生させることができるように、電源に接続さ
れる。
【0053】
最も単純な電極の配置を図4に示す。しかしながら、電極は、三角形であって
もよく、蝶ネクタイ形状、いわゆる蝶ネクタイアンテナに配置される場合もある
か、又は、それらは、蝶ネクタイ若しくは螺旋アンテナの中心における互いにか
み合った電極であってもよい。代わりに、このような設計を、チップにおける伝
送線に組み込んでもよい。
もよく、蝶ネクタイ形状、いわゆる蝶ネクタイアンテナに配置される場合もある
か、又は、それらは、蝶ネクタイ若しくは螺旋アンテナの中心における互いにか
み合った電極であってもよい。代わりに、このような設計を、チップにおける伝
送線に組み込んでもよい。
【0054】
半導体部材は、レーザー37によって放出され得るタイプの放射のパルス(約
70fs)であるポンプビームによって照射される。パルスは、少なくとも二つ
の周波数ω1及びω2を含み、その周波数の差は、THz領域における周波数を
与える。ポンプビームは、電極93aと93bとの間における、即ち場が適用さ
れる、その表面の一部分で半導体部材91に当たる。二つの電極93aと93b
との間における半導体部材の非線形領域での二つの可視又は近赤外周波数のうな
りは、半導体部材91からのTHz放射の放出に帰着する。半導体部材23には
、THz放射のビームの放出を可能にするために、電極をもつ表面のものと反対
側にあるその表面に、半球状又は他の設計のものであってもよいレンズ95が提
供される。
70fs)であるポンプビームによって照射される。パルスは、少なくとも二つ
の周波数ω1及びω2を含み、その周波数の差は、THz領域における周波数を
与える。ポンプビームは、電極93aと93bとの間における、即ち場が適用さ
れる、その表面の一部分で半導体部材91に当たる。二つの電極93aと93b
との間における半導体部材の非線形領域での二つの可視又は近赤外周波数のうな
りは、半導体部材91からのTHz放射の放出に帰着する。半導体部材23には
、THz放射のビームの放出を可能にするために、電極をもつ表面のものと反対
側にあるその表面に、半球状又は他の設計のものであってもよいレンズ95が提
供される。
【0055】
図5は、図1の撮像系と共に使用してもよい検出器のさらなる例を示す。この
タイプの検出器は、光伝導検出器として知られ、例えば、GaAs、サファイア
上のSiなどであってもよい検出部材を含む。THz放射は、検出部材96の後
部表面に入射する。放射は、半球であってもよいか又は別の形状を有してもよい
レンズ98によって集められる。検出部材96の対向する側には、一組みの電極
97a及び97bが位置する。これら二つの電極97a及び97bの間における
領域は、可視又は近赤外の範囲の放射によって照射される。
タイプの検出器は、光伝導検出器として知られ、例えば、GaAs、サファイア
上のSiなどであってもよい検出部材を含む。THz放射は、検出部材96の後
部表面に入射する。放射は、半球であってもよいか又は別の形状を有してもよい
レンズ98によって集められる。検出部材96の対向する側には、一組みの電極
97a及び97bが位置する。これら二つの電極97a及び97bの間における
領域は、可視又は近赤外の範囲の放射によって照射される。
【0056】
近赤外/可視放射は、電極97aと97bとの間における検出器の表面を照射
する。レンズ98によって集められるテラヘルツ放射は、可視/赤外放射によっ
て照射されている電極97aと97bとの間における領域を通る光電流を誘発す
る。電極によって検出することができる電流は、THz場の強さに比例する。
する。レンズ98によって集められるテラヘルツ放射は、可視/赤外放射によっ
て照射されている電極97aと97bとの間における領域を通る光電流を誘発す
る。電極によって検出することができる電流は、THz場の強さに比例する。
【0057】
電極97a、97bは、伝送線に埋め込まれる単純なダイオードの形成物のも
のであってもよい。代わりに、それらは、三角形であってもよく、いわゆる蝶ネ
クタイアンテナからために、蝶ネクタイの形状に配置される場合もある。また、
それらは、蝶ネクタイ又は螺旋アンテナの中心で互いにかみ合う電極であっても
よい。
のであってもよい。代わりに、それらは、三角形であってもよく、いわゆる蝶ネ
クタイアンテナからために、蝶ネクタイの形状に配置される場合もある。また、
それらは、蝶ネクタイ又は螺旋アンテナの中心で互いにかみ合う電極であっても
よい。
【0058】
図6は、図1において例のために示すタイプの装置を使用して、試料から反射
されてきたTHzパルスの概略の掃引線を示す。
されてきたTHzパルスの概略の掃引線を示す。
【0059】
振動する電場を、x−軸に沿う時間に対してy軸にプロットする。典型的には
、掃引線から情報を抽出する方法は、電場の最高点の時間(T1)における位置
か又は電場の最低点の時間(T2)における位置のどちらかを使用してきた。
、掃引線から情報を抽出する方法は、電場の最高点の時間(T1)における位置
か又は電場の最低点の時間(T2)における位置のどちらかを使用してきた。
【0060】
図6からそれを理解することができるが、測定される電場の大きさは、時間と
ともにかなり変化する。T1とT2との間には小さな時間の差のみがある。試料
のエリアを見るとき、図6に示すもののような掃引線は、試料の各点に対して得
られることになる。掃引線は、試料の組成に依存して、点から点へ又は画素から
画素へ変化することになる。
ともにかなり変化する。T1とT2との間には小さな時間の差のみがある。試料
のエリアを見るとき、図6に示すもののような掃引線は、試料の各点に対して得
られることになる。掃引線は、試料の組成に依存して、点から点へ又は画素から
画素へ変化することになる。
【0061】
図7は、皮膚癌腫の反射画像を示す。図7aは、THz画像を示し、図7bは
、可視放射を使用する画像を示す。
、可視放射を使用する画像を示す。
【0062】
図7aにおける画像を発生させるために、単一の遅延時間、即ち図6のx軸に
おける単一の点からの反射された放射のみをプロットする。遅延時間は、試料の
いくつかの部分における電場の最高点又は試料の他の部分における電場の最低点
であってもよい。この画像が良好なコントラストを示すことを理解することがで
きる。特別の遅延時間でTHz信号を測定することのみが必要であるとき、TH
zパルスの全体を連続的に試料採取する必要はない。従って、はるかに短い収集
時間の使用を使用して画像を作成することができる。また、画像は、あまり処理
を要求しない。
おける単一の点からの反射された放射のみをプロットする。遅延時間は、試料の
いくつかの部分における電場の最高点又は試料の他の部分における電場の最低点
であってもよい。この画像が良好なコントラストを示すことを理解することがで
きる。特別の遅延時間でTHz信号を測定することのみが必要であるとき、TH
zパルスの全体を連続的に試料採取する必要はない。従って、はるかに短い収集
時間の使用を使用して画像を作成することができる。また、画像は、あまり処理
を要求しない。
【0063】
図8a及び8bは、歯のTHz放射を使用して発生させた二つの画像を示す。
図8a及び8bを、図7のものと類似の様式で作成した。言いかえれば、画像は
、単一の時間遅延に対して取られた。選ばれた時間遅延は、図8aに対しては0
ピコ秒であった。
図8a及び8bを、図7のものと類似の様式で作成した。言いかえれば、画像は
、単一の時間遅延に対して取られた。選ばれた時間遅延は、図8aに対しては0
ピコ秒であった。
【0064】
図8bは、図8aの同じ歯を示すが、しかしながら、ここで時間遅延は、6.
99ピコ秒である。図8bにおける画像が、図8aのものよりもはるかに鮮明で
あることを理解することができる。最適な画像を正確な時間遅延を選ぶことによ
って得ることができる。
99ピコ秒である。図8bにおける画像が、図8aのものよりもはるかに鮮明で
あることを理解することができる。最適な画像を正確な時間遅延を選ぶことによ
って得ることができる。
【0065】
図9aは、歯の可視画像を示す。歯は、実際には歯を通じたスライスであり、
エナメル質―象牙質領域201及び歯髄腔領域203のような様々な領域を区別
することができる。エナメル質象牙質領域201は、領域205及び207にお
いて虫歯により腐食してしまった。
エナメル質―象牙質領域201及び歯髄腔領域203のような様々な領域を区別
することができる。エナメル質象牙質領域201は、領域205及び207にお
いて虫歯により腐食してしまった。
【0066】
図9bは、歯の三つの領域に関する時間遅延に対する検出されたTHz信号及
び参照信号の振幅としてプロットした、四つのTHz掃引線を示す。反射された
検出されるTHzは、様々な領域に関してかなり異なることを理解することがで
きる。例えば、ピーク209で、歯のエナメル質領域(E)で得られる信号は、
著しく目立つことが理解される。同様に、ピーク211で、象牙質の信号(D)
が、著しく目立つことが理解される。ピーク213では、虫歯(C)による信号
が、掃引線に優位を占める。参照信号(R)は、一般に最低のピークであること
が理解される。
び参照信号の振幅としてプロットした、四つのTHz掃引線を示す。反射された
検出されるTHzは、様々な領域に関してかなり異なることを理解することがで
きる。例えば、ピーク209で、歯のエナメル質領域(E)で得られる信号は、
著しく目立つことが理解される。同様に、ピーク211で、象牙質の信号(D)
が、著しく目立つことが理解される。ピーク213では、虫歯(C)による信号
が、掃引線に優位を占める。参照信号(R)は、一般に最低のピークであること
が理解される。
【0067】
異なる遅延時間に対する検出されたTHz信号を見ることによって、歯の異な
る部分間の差を区別することは可能である。
る部分間の差を区別することは可能である。
【0068】
図9c、9d及び9eは、−0.08ps、0.1ps及び3.34psの時
間に得られた歯の画像を示す。これらの時間は、図9bのx軸に対応する。図9
bに見られるような掃引線は、図10aの歯のいずれの部分に対しても集められ
たことを有することになるが、x−軸における単一の点に対してのみ、特別の遅
延時間を見ることは、スペクトルを通じたタイムスライスを取ることと呼ばれる
。
間に得られた歯の画像を示す。これらの時間は、図9bのx軸に対応する。図9
bに見られるような掃引線は、図10aの歯のいずれの部分に対しても集められ
たことを有することになるが、x−軸における単一の点に対してのみ、特別の遅
延時間を見ることは、スペクトルを通じたタイムスライスを取ることと呼ばれる
。
【0069】
腐食した領域205及び207を、図9c、9d及び9eの全てにおいて見る
ことができる。
ことができる。
【0070】
図10a乃至10dは、腐食した領域205及び207を説明するために最適
化してない図9aの歯のタイムスライスをさらに示す。図10a乃至10dのタ
イムスライスを図9c乃至9eのものと比較すると、特に虫歯領域205及び2
07におけるコントラストが、図10a乃至10bと対照的に図9c乃至9eに
おいて、はるかに特徴付けられることを理解することができる。
化してない図9aの歯のタイムスライスをさらに示す。図10a乃至10dのタ
イムスライスを図9c乃至9eのものと比較すると、特に虫歯領域205及び2
07におけるコントラストが、図10a乃至10bと対照的に図9c乃至9eに
おいて、はるかに特徴付けられることを理解することができる。
【0071】
図11は、歯に対して異なる画像の範囲を示す。図11の画像を発生させるた
めに使用される歯は、図9の画像を発生させるために使用される歯と異なる。こ
こで、歯を通じたスライスの可視画像を図11aに示す。この歯において腐食が
ないことを理解することができる。図11bは、図11aの歯のTHz吸収画像
を示す。これは、検出器において歯における各点に対する電場を測定することに
よって、まさに単純に得られる。ここで吸収画像は、THz放射の入射パルスの
周波数の全てから発生する、即ちそれは、全色性の画像である。
めに使用される歯は、図9の画像を発生させるために使用される歯と異なる。こ
こで、歯を通じたスライスの可視画像を図11aに示す。この歯において腐食が
ないことを理解することができる。図11bは、図11aの歯のTHz吸収画像
を示す。これは、検出器において歯における各点に対する電場を測定することに
よって、まさに単純に得られる。ここで吸収画像は、THz放射の入射パルスの
周波数の全てから発生する、即ちそれは、全色性の画像である。
【0072】
図11cは、いわゆる飛行時間画像である。THz掃引線を示す図9cに少し
の間だけ戻ると、電場の最高点があることを見ることができる。飛行時間画像は
、この最高点を見て、撮像される試料のエリアにおける各点に対するこの最高点
の時間的な位置における変化をプロットする。
の間だけ戻ると、電場の最高点があることを見ることができる。飛行時間画像は
、この最高点を見て、撮像される試料のエリアにおける各点に対するこの最高点
の時間的な位置における変化をプロットする。
【0073】
吸収及び可視画像で、歯髄腔203及びエナメル質象牙質領域201を容易に
区別することができる。
区別することができる。
【0074】
図11d、11e、及び11fは、それぞれ、−0.1ps、2.4ps及び
3.1psの遅延時間に対する(図9c乃至9Eeに関して記載するものと類似
する)タイムスライスを示す。歯髄腔203を伴うエナメル質象牙質領域201
のコントラストは、三つの図の間で劇的に変化することを理解することができる
。また、タイムスライスの全てにおいてエナメル質領域のどれにも虫歯の表示が
ない。
3.1psの遅延時間に対する(図9c乃至9Eeに関して記載するものと類似
する)タイムスライスを示す。歯髄腔203を伴うエナメル質象牙質領域201
のコントラストは、三つの図の間で劇的に変化することを理解することができる
。また、タイムスライスの全てにおいてエナメル質領域のどれにも虫歯の表示が
ない。
【0075】
図12は、さらなる歯を示す。図12aは、歯の可視画像を示す、また、エナ
メル質象牙質領域201及び歯根/歯髄腔203を容易に決定することができる
。歯は、可視画像203においては容易に見ることができない虫歯領域205を
有する。
メル質象牙質領域201及び歯根/歯髄腔203を容易に決定することができる
。歯は、可視画像203においては容易に見ることができない虫歯領域205を
有する。
【0076】
図12bは、図11Bと同じ方法で得られる吸収画像を示す。
【0077】
図12cは、タイムスライスを示す。図12c及び12bの両方において、虫
歯領域205を容易に見ることができる。図12dは、照射される試料の各点に
対する電場の最高点をプロットすることによってプロットされる画像を示す。エ
ナメル質象牙質領域201を見ることができる。しかしながら、虫歯領域205
は、非常に弱く、図12cに示すタイムスライスよりもそれに対してはるかに弱
い。タイムスライスに対する収集時間は、時間における単一の点で反射されるT
Hzを検出することが必要であるだけなので、非常に速くできる。
歯領域205を容易に見ることができる。図12dは、照射される試料の各点に
対する電場の最高点をプロットすることによってプロットされる画像を示す。エ
ナメル質象牙質領域201を見ることができる。しかしながら、虫歯領域205
は、非常に弱く、図12cに示すタイムスライスよりもそれに対してはるかに弱
い。タイムスライスに対する収集時間は、時間における単一の点で反射されるT
Hzを検出することが必要であるだけなので、非常に速くできる。
【0078】
図13は、歯のさらなる画像を示す。図l3aは、可視画像を示すのに対して
、図13bは、時間に対するTHzの反射された電場の単一のプロットを示す。
THz画像は、歯の経路101に沿って得られる。反射されたTHzにおいて三
つの強い特徴がある。第一のピーク103は、エナメル質/空気の表面からのT
Hzの反射による。第二のピーク105は、歯におけるエナメル質/象牙質の界
面e−dからのTHzの反射による。第三及び最も弱い反射は、歯の象牙質/歯
髄腔の界面d−pによる。
、図13bは、時間に対するTHzの反射された電場の単一のプロットを示す。
THz画像は、歯の経路101に沿って得られる。反射されたTHzにおいて三
つの強い特徴がある。第一のピーク103は、エナメル質/空気の表面からのT
Hzの反射による。第二のピーク105は、歯におけるエナメル質/象牙質の界
面e−dからのTHzの反射による。第三及び最も弱い反射は、歯の象牙質/歯
髄腔の界面d−pによる。
【0079】
図14aは、歯のスライスの可視画像を示す。歯は、健康な領域109及び腐
食した領域111を有する。図l4bは、健康な領域109で測定された時間領
域におけるTHzパルスを示す。図14cは、虫歯111により腐食される健康
でない領域に関する時間領域で測定されたTHzパルスを示す。図14aにおけ
る歯のスライスの可視画像に戻ると、二つの界面を見ることができる。第一は、
エナメル質/空気の界面113である、第二は、エナメル質/象牙質の界面11
5である。THz掃引線において、健康な領域の二つのピーク117及び119
を容易に区別することができる。上側のピーク117は、界面113におけるT
Hzの反射によると信じられる、第二のピーク119は、界面115におけるT
Hzの反射による。
食した領域111を有する。図l4bは、健康な領域109で測定された時間領
域におけるTHzパルスを示す。図14cは、虫歯111により腐食される健康
でない領域に関する時間領域で測定されたTHzパルスを示す。図14aにおけ
る歯のスライスの可視画像に戻ると、二つの界面を見ることができる。第一は、
エナメル質/空気の界面113である、第二は、エナメル質/象牙質の界面11
5である。THz掃引線において、健康な領域の二つのピーク117及び119
を容易に区別することができる。上側のピーク117は、界面113におけるT
Hzの反射によると信じられる、第二のピーク119は、界面115におけるT
Hzの反射による。
【0080】
健康でない領域のTHzパルスにおいて、界面113からの反射によるピーク
は、図14bにおける対応するピークとほとんど同じ高さのものであることが見
て分かる。
は、図14bにおける対応するピークとほとんど同じ高さのものであることが見
て分かる。
【0081】
しかしながら、界面115からの反射による第二のピークは、はるかに小さい
ことがわかる。これは、虫歯により腐食される歯の領域が、腐食されてない領域
よりもTHzをはるかに強く吸収するためである。よって、THzのより少量は
、界面115と同じ位遠くまで浸透し、この界面から反射されたTHzは、また
健全な歯の場合におけるよりも強く吸収される。よって、ピーク119は、健康
でない領域の掃引線でかなり減少する。
ことがわかる。これは、虫歯により腐食される歯の領域が、腐食されてない領域
よりもTHzをはるかに強く吸収するためである。よって、THzのより少量は
、界面115と同じ位遠くまで浸透し、この界面から反射されたTHzは、また
健全な歯の場合におけるよりも強く吸収される。よって、ピーク119は、健康
でない領域の掃引線でかなり減少する。
【0082】
歯が健康であるかどうかにかかわらず、界面113からのピークの高さは、掃
引線b及びcの両方において同一であるべきである。しかしながら、歯における
それらの異なる位置、恐らく歯の表面における汚れにより、それらは、ほとんど
常に異なることになり、従って虫歯の存在を検出するために、健康な領域と健康
でない領域との間におけるピーク高さ117及び119の比を比較するべきであ
る。
引線b及びcの両方において同一であるべきである。しかしながら、歯における
それらの異なる位置、恐らく歯の表面における汚れにより、それらは、ほとんど
常に異なることになり、従って虫歯の存在を検出するために、健康な領域と健康
でない領域との間におけるピーク高さ117及び119の比を比較するべきであ
る。
【0083】
このタイプの分析は、歯に適用するだけではない。図15は、皮膚の健康なエ
リア及び皮膚の健康でないエリアの概略図を示す。図15bは、皮膚の健康な領
域から反射されてきたTHzパルスを示す、図15cは、皮膚の健康でない部分
から反射されてきた時間領域におけるTHzパルスを示す。
リア及び皮膚の健康でないエリアの概略図を示す。図15bは、皮膚の健康な領
域から反射されてきたTHzパルスを示す、図15cは、皮膚の健康でない部分
から反射されてきた時間領域におけるTHzパルスを示す。
【0084】
図15aにおいて、皮膚/空気の界面121を示し、皮膚/脂肪の界面123
。健康なエリア125及び腫瘍129を含む健康でないエリア127がある。図
15bは、健康なエリア125に対するTHz時間領域パルスを示す。第一のピ
ーク131は、界面121からの反射による。第二のピーク133は、皮膚/脂
肪の界面123からの反射による。図15cは、ここで、それが健康でない領域
127で得られることを除いて、同様の掃引線を示す。ピーク131の大きさは
、事実上同じままである。しかしながら、ピーク133の大きさは、腫瘍129
による吸収により実質的に減少する。
。健康なエリア125及び腫瘍129を含む健康でないエリア127がある。図
15bは、健康なエリア125に対するTHz時間領域パルスを示す。第一のピ
ーク131は、界面121からの反射による。第二のピーク133は、皮膚/脂
肪の界面123からの反射による。図15cは、ここで、それが健康でない領域
127で得られることを除いて、同様の掃引線を示す。ピーク131の大きさは
、事実上同じままである。しかしながら、ピーク133の大きさは、腫瘍129
による吸収により実質的に減少する。
【0085】
皮膚を横切る第一の界面121から第二の界面123までの反射の比をプロッ
トすることによって、腫瘍の側方の範囲を、図15dに示すように決定すること
ができる。
トすることによって、腫瘍の側方の範囲を、図15dに示すように決定すること
ができる。
【0086】
界面を特に強く明確にしてない反射測定を使用して試料の深さに関する情報を
得ることもまた可能である。生物学的な試料のような損失の有る材料は、比較的
大きな、放射が試料からどのように反射されるかを支配する吸収係数を有する。
得ることもまた可能である。生物学的な試料のような損失の有る材料は、比較的
大きな、放射が試料からどのように反射されるかを支配する吸収係数を有する。
【0087】
図16は、試料に入射するTHzパルスを示す。THzパルスは、x−方向で
伝播し、対象によって逆に伝播する又は反射するパルスに散乱される(反射する
)。
伝播し、対象によって逆に伝播する又は反射するパルスに散乱される(反射する
)。
【0088】
問題を単純化するために、次の分析は、一つの空間次元(x)のみを(即ち、
コリメートされたTHzビーム経路の場合に対して)考慮することにする。また
、対象がTHzビームの寸法にわたってy−z平面で均一であると仮定すること
にする。ここでx−方向における対象の構造についての情報を提供するために1
−D分析を記載するとすれば、y−z方向における対象の変動を、y−z平面に
おけるTHzビームを通じて対象を走査すること、(又は、代わりに対象にわた
ってTHzビームを走査すること)によって得てもよい。
コリメートされたTHzビーム経路の場合に対して)考慮することにする。また
、対象がTHzビームの寸法にわたってy−z平面で均一であると仮定すること
にする。ここでx−方向における対象の構造についての情報を提供するために1
−D分析を記載するとすれば、y−z方向における対象の変動を、y−z平面に
おけるTHzビームを通じて対象を走査すること、(又は、代わりに対象にわた
ってTHzビームを走査すること)によって得てもよい。
【0089】
その分析を、吸収及び屈折率の両方が試料内で空間的にどのように変動するか
を決定するために、使用することができる、実際には、吸収係数及び屈折率の両
方は、また周波数と共に変動する。次の分析は、屈折率の周波数応答が既知であ
ること、及び、吸収係数が周波数と共に変動しないこともまた仮定する。
を決定するために、使用することができる、実際には、吸収係数及び屈折率の両
方は、また周波数と共に変動する。次の分析は、屈折率の周波数応答が既知であ
ること、及び、吸収係数が周波数と共に変動しないこともまた仮定する。
【0090】
反射されたTHzパルスによる電場を、時間における個別の点で測定するだけ
でもよいので、以下の全ての積分変換を、有限なデータセットで演算するために
、適切な不連続な変換に置き換えなければならない。
でもよいので、以下の全ての積分変換を、有限なデータセットで演算するために
、適切な不連続な変換に置き換えなければならない。
【0091】
入射及び反射されたTHzパルスは、それぞれ、電場T(x、t)及びR(x
、t)によって特徴付けられる。括弧内の量は、T及びRが、両方とも位置x及
び時間tの関数であることを示す。全ての電場がx−方向に垂直な同様な軸に沿
って偏光し、よってそれらをスカラー量
、t)によって特徴付けられる。括弧内の量は、T及びRが、両方とも位置x及
び時間tの関数であることを示す。全ての電場がx−方向に垂直な同様な軸に沿
って偏光し、よってそれらをスカラー量
【0092】
【数1】
のように書くことができる(即ち、方向依存性を無視する)ことを仮定すること
にし、ここで、iは、虚数単位
にし、ここで、iは、虚数単位
【0093】
【数2】
である。波は、それらの複素数の形で書かれる。真の電場は、複素数の波の実部
をとることによって得られる。Tω及びRωは、各周波数成分fでのそれぞれの
入射及び反射波の複素振幅であり、ここで
をとることによって得られる。Tω及びRωは、各周波数成分fでのそれぞれの
入射及び反射波の複素振幅であり、ここで
【0094】
【数3】
であり、これらの量は、また位置xの関数である。下付きωは、量がωの関数で
あることを示す。kは、波の各周波数成分の波動ベクトルであり、
あることを示す。kは、波の各周波数成分の波動ベクトルであり、
【0095】
【数4】
によって、定義され、ここでcは、真空中における光速であり、nω及びαωは
、角周波数ωにおける対象の屈折率及び吸収係数である。このように、nω及び
αωの両方は、位置及び周波数の関数であってもよい。これらは、対象を特徴付
ける材料のパラメーターである。
、角周波数ωにおける対象の屈折率及び吸収係数である。このように、nω及び
αωの両方は、位置及び周波数の関数であってもよい。これらは、対象を特徴付
ける材料のパラメーターである。
【0096】
入射及び反射波の間のエネルギーの伝播及び連結を、(マックスウェルの方程
式から容易に導出される)二つの連立した1次の微分方程式
式から容易に導出される)二つの連立した1次の微分方程式
【0097】
【数5】
によって記載する。
【0098】
上式の左辺は、二つの逆に伝播する波の伝播を記載する。右辺は、散乱ポテン
シャルの存在において一つのビームから他のものへエネルギーを移動させる‘連
結’項を提供する。この場合において、散乱ポテンシャルは、空間的に変動する
波動ベクトルkによって提供される、即ち
シャルの存在において一つのビームから他のものへエネルギーを移動させる‘連
結’項を提供する。この場合において、散乱ポテンシャルは、空間的に変動する
波動ベクトルkによって提供される、即ち
【0099】
【数6】
は、入射波から反射波へ及び逆に移動する光子に対して非ゼロでなければならな
い。ここで、
い。ここで、
【0100】
【数7】
であり、ビームと入射及び反射波が独立に伝播するとの間に連結がない。
【0101】
損失の有る分散性媒体において、α≠0であり、ここでnωは、周波数依存性
である。
である。
【0102】
散乱ポテンシャルは、
【0103】
【数8】
のように空間的に変動する係数Δ(x)によって提供されることを仮定すること
にし、ここでk’は、kの空間平均であり、k’は、xに依存しない。(Δが、
ωに依存しない一方で、k’は、ωの関数のままである。) 空間的な情報(即ち、Δがxに対してどのように変動するかという情報)を導
出するために、予め材料のスペクトル特性を知ること(即ち、nωがωにどのよ
うに依存するかを知ること)が必要である。nω(ω)及びまた係数αの関数の
形を仮定する。撮像の目的のために、これを、試料の空間平均のTHz反射率か
ら(即ち、構造の情報を平均するように)計算してもよい。THz反射による試
料のスペクトル特性の導出は、文献における他の場所に記載されてきており、こ
こではその導出を再現しないことにする。
にし、ここでk’は、kの空間平均であり、k’は、xに依存しない。(Δが、
ωに依存しない一方で、k’は、ωの関数のままである。) 空間的な情報(即ち、Δがxに対してどのように変動するかという情報)を導
出するために、予め材料のスペクトル特性を知ること(即ち、nωがωにどのよ
うに依存するかを知ること)が必要である。nω(ω)及びまた係数αの関数の
形を仮定する。撮像の目的のために、これを、試料の空間平均のTHz反射率か
ら(即ち、構造の情報を平均するように)計算してもよい。THz反射による試
料のスペクトル特性の導出は、文献における他の場所に記載されてきており、こ
こではその導出を再現しないことにする。
【0104】
【数9】
である(水性の生物学的な媒体のような)損失の有る媒体に対して、Δにおける
実の空間変動は、媒体の吸収係数における空間変動による。先には、屈折率にお
ける空間変動のみを考慮してきた。
実の空間変動は、媒体の吸収係数における空間変動による。先には、屈折率にお
ける空間変動のみを考慮してきた。
【0105】
さらに、kの空間変動がkの絶対値よりもはるかに小さい、即ち
【0106】
【数10】
であること、及び反射による入射波からのエネルギーの損失が吸収による損失よ
りもはるかに小さいことを仮定する。これらの条件は、ほとんどの生物学的な試
料又は高い含水量の試料に対して適切である。この近似において、入射波の空間
依存性は、kの空間変動に依存せず、
りもはるかに小さいことを仮定する。これらの条件は、ほとんどの生物学的な試
料又は高い含水量の試料に対して適切である。この近似において、入射波の空間
依存性は、kの空間変動に依存せず、
【0107】
【数11】
によって与えられ、ここでTx=0は、位置x=0における入射する電場の振幅
であり、ωの関数である。
であり、ωの関数である。
【0108】
ここで反射波の空間依存性を、
【0109】
【数12】
として、単一の微分方程式
【0110】
【数13】
によって記載してもよい。
【0111】
Rωを得るために式2を(例えばラプラス変換の方法によって)解いてもよい
。
。
【0112】
【数14】
一つの点で反射波を測定することが必要であるので、発明者は、x=0を設定
して
して
【0113】
【数15】
を得る。
【0114】
この表現を、Fが
【0115】
【数16】
に依存しないという仮定の下でF(x)を得るために、逆にしてもよい。これは
、吸収が周波数の関数である系に関しては、厳密には真ではない。この仮定をす
ることによって、分析は、単純化される。吸収係数の有限な周波数依存性の効果
は、主として、その周波数依存性が顕著である周波数で、最終的な結果の(x−
方向における)空間分解能を制限することである。
、吸収が周波数の関数である系に関しては、厳密には真ではない。この仮定をす
ることによって、分析は、単純化される。吸収係数の有限な周波数依存性の効果
は、主として、その周波数依存性が顕著である周波数で、最終的な結果の(x−
方向における)空間分解能を制限することである。
【0116】
式3の逆フーリエ変換によって、発明者は、
【0117】
【数17】
を得る。
【0118】
パラメーターΔ(x)の空間依存性は、発明者が推定することを試みる、対象
に関する構造の情報を含む。これは、式4を整理すること、及び位置xにわたっ
て積分することによって得られる。
に関する構造の情報を含む。これは、式4を整理すること、及び位置xにわたっ
て積分することによって得られる。
【0119】
【数18】
因子Rx=0,ωは、測定される(即ち、媒体又は試料の表面に対応する、位
置x=0で測定されるような)反射されたTHz電場R(t)のフーリエ変換
置x=0で測定されるような)反射されたTHz電場R(t)のフーリエ変換
【0120】
【数19】
によって得られる。
【0121】
因子Tx=0,ωは、参照THzパルスのフーリエ変換によって得られる。T
Hz参照パルスを、例えば銀の鏡のような、既知の反射率の試料から離れて反射
されたTHzパルスを測定することによって得てもよい。銀の鏡から反射された
THzパルスは、入射するTHzパルスの正確な複製、即ち
Hz参照パルスを、例えば銀の鏡のような、既知の反射率の試料から離れて反射
されたTHzパルスを測定することによって得てもよい。銀の鏡から反射された
THzパルスは、入射するTHzパルスの正確な複製、即ち
【0122】
【数20】
である。
【0123】
同様な変換
【0124】
【数21】
をT(t)について行う。
【0125】
実際には、入射するTHzパルスは、有限のバンド幅を有さなければならない
。即ち、Tx=0,ωは、ある閾値ωmaxより上の周波数で測定装置の雑音レ
ベルより下に落ちることになる。同様に、Tx=0,ωは、ある最小の閾値ωm in より下の周波数で測定雑音より下に落ちることになる。Tx=0,ωが小さ
くなったところの雑音による人為結果を除外するために、発明者は、ウィンドウ
処理関数W(ω)を含めた。この関数は、それが、高い及び低い周波数の両方で
、Tx=0,ωよりも速く、ゼロに落ちるという特性を有する。
。即ち、Tx=0,ωは、ある閾値ωmaxより上の周波数で測定装置の雑音レ
ベルより下に落ちることになる。同様に、Tx=0,ωは、ある最小の閾値ωm in より下の周波数で測定雑音より下に落ちることになる。Tx=0,ωが小さ
くなったところの雑音による人為結果を除外するために、発明者は、ウィンドウ
処理関数W(ω)を含めた。この関数は、それが、高い及び低い周波数の両方で
、Tx=0,ωよりも速く、ゼロに落ちるという特性を有する。
【0126】
例えば、発明者は、Wω=W(ω)をスクエアパルス関数
【0127】
【数22】
であるように選んでもよい。
【0128】
最終的な結果は、
【0129】
【数23】
である。
【0130】
【数24】
を、nωの先に決定した関数の形から直接計算してもよい。
【0131】
式6は、主要な結果を構成する。Δ(x)は、一度全ての構成因子を決定して
しまうと、式6の数値評価によって得られる。Δは、複素数であるので、関数の
実部又は虚部のいずれかを、画像又はいくつかの組み合わせを形成するためにプ
ロットしてもよい。このようにして得られたΔは、上述の近似の故に、単に、試
料の正確な構造の形態に対する近似と考えられる。
しまうと、式6の数値評価によって得られる。Δは、複素数であるので、関数の
実部又は虚部のいずれかを、画像又はいくつかの組み合わせを形成するためにプ
ロットしてもよい。このようにして得られたΔは、上述の近似の故に、単に、試
料の正確な構造の形態に対する近似と考えられる。
【0132】
図17は、図1に類似する撮像系を示す。不必要な繰り返しを避けるために、
同様な符号を、同様な特徴を表示するために使用することにする。250kHz
の繰り返し率で動作するTi:サファイアレーザー系37(コヒーレントReg
A9000)を、入力放射を提供するために使用する。プローブビーム55及
びポンプビーム39を生じさせるために、ビームスプリッター47を使用して放
射を分割する。ポンプビームは、最初に1ns遅延回路401を通じて方向付け
られる。これは、静的な遅延回路であり、経路長に対して微妙な調節をするため
に使用される。次にポンプビームは、20Hzの走査周波数を有する150ps
走査遅延回路403へ向けられる。走査遅延回路は、各測定値を得るとき、遅延
回路の位置を知ることが可能であるように、線形の位置の出力を有する。次に、
ポンプビームは、64kHz変調器405を通じて供給され、その変調器は、ロ
ックイン技術を使用して検出用の周波数を提供するために、この周波数でビーム
を切る。
同様な符号を、同様な特徴を表示するために使用することにする。250kHz
の繰り返し率で動作するTi:サファイアレーザー系37(コヒーレントReg
A9000)を、入力放射を提供するために使用する。プローブビーム55及
びポンプビーム39を生じさせるために、ビームスプリッター47を使用して放
射を分割する。ポンプビームは、最初に1ns遅延回路401を通じて方向付け
られる。これは、静的な遅延回路であり、経路長に対して微妙な調節をするため
に使用される。次にポンプビームは、20Hzの走査周波数を有する150ps
走査遅延回路403へ向けられる。走査遅延回路は、各測定値を得るとき、遅延
回路の位置を知ることが可能であるように、線形の位置の出力を有する。次に、
ポンプビームは、64kHz変調器405を通じて供給され、その変調器は、ロ
ックイン技術を使用して検出用の周波数を提供するために、この周波数でビーム
を切る。
【0133】
次に、ポンプビーム39は、GaAsアンテナ407に向けられる。アンテナ
は、1.1kVまでバイアスをかけられ、1nWより上の平均のパワーは、発生
器である。アンテナに届けられるポンプビーム39のパワーは、1乃至2μJで
ある。このようなアンテナは、J.T.Darrow and B.B.Hu
and X.−C.Zhang and D.H.Auston 1990,O
ptics Lett.,15(6),pages 323−5、Z.G.Lu
and P.Campbell and X.−C. Zhang,1997
Appl.Phys.Lett.,71(5),pages 593、及びG
.Mouret and W.Chen and D.Boucher and
R.Bocquet and P Mounaix and D.Thero
n and D.Lippens,1998,Microwave and o
ptical technol.lett.,17(1),pages 23−
7に詳細に記載されている。この例の特定のアンテナにおいて、アクリルの耐コ
ロナコーティングを使用し、デバイスの絶縁破壊を抑制するため及びGaAsに
おける電力損を減少させるための100KΩ系列の抵抗器。放射されるTHzパ
ルスは、アンテナ407から軸外の放物面鏡409を経て試料411にガイドさ
れる。次に、試料からの反射された放射は、放物面鏡413を経て集められ、検
出器35へ向けられる。検出器は、図3を参照して記載したEOSタイプのもの
である。図17の特定の例において、反射されたTHzビームは、プローブビー
ム55と共にコヒーレントに1mmの厚いZnTe結晶へ向けられる。
は、1.1kVまでバイアスをかけられ、1nWより上の平均のパワーは、発生
器である。アンテナに届けられるポンプビーム39のパワーは、1乃至2μJで
ある。このようなアンテナは、J.T.Darrow and B.B.Hu
and X.−C.Zhang and D.H.Auston 1990,O
ptics Lett.,15(6),pages 323−5、Z.G.Lu
and P.Campbell and X.−C. Zhang,1997
Appl.Phys.Lett.,71(5),pages 593、及びG
.Mouret and W.Chen and D.Boucher and
R.Bocquet and P Mounaix and D.Thero
n and D.Lippens,1998,Microwave and o
ptical technol.lett.,17(1),pages 23−
7に詳細に記載されている。この例の特定のアンテナにおいて、アクリルの耐コ
ロナコーティングを使用し、デバイスの絶縁破壊を抑制するため及びGaAsに
おける電力損を減少させるための100KΩ系列の抵抗器。放射されるTHzパ
ルスは、アンテナ407から軸外の放物面鏡409を経て試料411にガイドさ
れる。次に、試料からの反射された放射は、放物面鏡413を経て集められ、検
出器35へ向けられる。検出器は、図3を参照して記載したEOSタイプのもの
である。図17の特定の例において、反射されたTHzビームは、プローブビー
ム55と共にコヒーレントに1mmの厚いZnTe結晶へ向けられる。
【0134】
平面でない柔軟な材料、例えばヒトの皮膚を測定する場合、皮膚を平坦にして
画像を改善するために、石英の窓を使用する。
画像を改善するために、石英の窓を使用する。
【0135】
図18aは、図17の装置を使用して得ることができる(150ps走査遅延
回路によって測定される)光パルスの遅延時間に対するTHz信号(任意の単位
)の典型的なプロットを示す。主要なパルスの後のより小さな発振は、THzビ
ーム経路における大気の水蒸気吸収及び分散による。小さな信号を、GaAsア
ンテナ基板からの背面反射によって主要なパルスの後に10psで見ることがで
きる。(試料の代わりに金属の鏡で測定される)典型的なTHz波形に対する信
号対雑音比は、単一の遅延回路の走査に関して6000対1よりも大きい。これ
は、典型的には50msの収集時間を有する。
回路によって測定される)光パルスの遅延時間に対するTHz信号(任意の単位
)の典型的なプロットを示す。主要なパルスの後のより小さな発振は、THzビ
ーム経路における大気の水蒸気吸収及び分散による。小さな信号を、GaAsア
ンテナ基板からの背面反射によって主要なパルスの後に10psで見ることがで
きる。(試料の代わりに金属の鏡で測定される)典型的なTHz波形に対する信
号対雑音比は、単一の遅延回路の走査に関して6000対1よりも大きい。これ
は、典型的には50msの収集時間を有する。
【0136】
図18aの時間領域の波形をフーリエ変換することから得られるバンド幅のエ
ンベロープを図18bに示す。図l8bは、現実にTHzパワースペクトルを示
す。スペクトルは、3THzを超える有用なパワーと共に300GHzでピーク
に達する。系の大きなTHz処理能力は、3Dデータの組みに対する収集時間を
ほんの数分まで減少させることを可能にする。
ンベロープを図18bに示す。図l8bは、現実にTHzパワースペクトルを示
す。スペクトルは、3THzを超える有用なパワーと共に300GHzでピーク
に達する。系の大きなTHz処理能力は、3Dデータの組みに対する収集時間を
ほんの数分まで減少させることを可能にする。
【0137】
図19は、ヒトの皮膚の最も外側の層の概略図である。最も外側の層である角
質層421、中央の層は、表皮423であり、これらの実験で関心のある最も内
側の層は、真皮層425である。単一のTHzパルス427が皮膚から反射され
るとき、角質層/空気の界面429、角質層/表皮の界面431、及び表皮/真
皮の界面433による多重反射。これらの界面の各々からの信号を、出力パルス
435に見ることができる。
質層421、中央の層は、表皮423であり、これらの実験で関心のある最も内
側の層は、真皮層425である。単一のTHzパルス427が皮膚から反射され
るとき、角質層/空気の界面429、角質層/表皮の界面431、及び表皮/真
皮の界面433による多重反射。これらの界面の各々からの信号を、出力パルス
435に見ることができる。
【0138】
図20乃至25に示すデータは、図20に示すヒトの腕から得られる。点aは
、フォーラム内部の中心を示し、点bは、手首の内部を示し、点cは、手の掌を
示し、点dは、手の側面を示し、点eは、中指の指先を示す。THz放射は、非
電離であり、低い平均パワー(典型的には1mW)が使用される。従って、それ
に対する短い露出は、危険であるとは考えられない。
、フォーラム内部の中心を示し、点bは、手首の内部を示し、点cは、手の掌を
示し、点dは、手の側面を示し、点eは、中指の指先を示す。THz放射は、非
電離であり、低い平均パワー(典型的には1mW)が使用される。従って、それ
に対する短い露出は、危険であるとは考えられない。
【0139】
図21は、図20における点から得られる時間領域のTHz波形を示す。時間
領域の波形は、ある望まれない人為結果を除去するために処理されてきた。主要
なパルスに続く発振は、試料の無い状態で得られる参照パルスの波形をもつデー
タの組みを分解分離することによって除去される大気の水による。また、データ
の組みは、参照パルスのものに調和するように調節される通過帯域をもつ帯域フ
ィルターを適用することによって、帯域雑音を取り除くためにスペクトルにフィ
ルターで分離される。
領域の波形は、ある望まれない人為結果を除去するために処理されてきた。主要
なパルスに続く発振は、試料の無い状態で得られる参照パルスの波形をもつデー
タの組みを分解分離することによって除去される大気の水による。また、データ
の組みは、参照パルスのものに調和するように調節される通過帯域をもつ帯域フ
ィルターを適用することによって、帯域雑音を取り除くためにスペクトルにフィ
ルターで分離される。
【0140】
図21aにおいて、点aに対するデータを実線として示す。これを、空気に対
する(試料の無い状態で測定される)データを示す波線及び純水の試料から得ら
れる波形を示す点線と比較する。
する(試料の無い状態で測定される)データを示す波線及び純水の試料から得ら
れる波形を示す点線と比較する。
【0141】
試料の無い状態におけるTHz波形(破線)は、窓の最上面(窓−空気の界面
)からの反射に対応するガウス形パルスを示す。このガウス関数の幅は、THz
パルスのバンド幅によって決定されるような技術で入手可能な時間分解能を示す
。
)からの反射に対応するガウス形パルスを示す。このガウス関数の幅は、THz
パルスのバンド幅によって決定されるような技術で入手可能な時間分解能を示す
。
【0142】
水から得られた波形は、より高い屈折率の誘電体からの反射に対して予測され
るような試料の無い場合に対して、極性において反対である。初期の過渡現象の
後に、水は、1乃至2psの期間にわたってゼロに戻るダンプした減衰を表示す
る。
るような試料の無い場合に対して、極性において反対である。初期の過渡現象の
後に、水は、1乃至2psの期間にわたってゼロに戻るダンプした減衰を表示す
る。
【0143】
点aからの前腕のTHz波形は、比較的脱水された角質層の存在に対応する、
ゼロの光学的遅延での正のピークを表示する。これよりも大きな遅延の値に対し
て、THz波形は、水に対するものに実質的に類似するように見える。これは、
上皮層において高い含水量があることを示す。系のバンド幅は、皮膚への約40
μmの深さの分解能に対して効率的である。前腕の角質層は、典型的には、10
乃至20μmである。正のピークを、角質層の脱水容積の尺度として得ることが
できる。この場合には、角質層の厚さを脱水レベルと区別することができない。
ゼロの光学的遅延での正のピークを表示する。これよりも大きな遅延の値に対し
て、THz波形は、水に対するものに実質的に類似するように見える。これは、
上皮層において高い含水量があることを示す。系のバンド幅は、皮膚への約40
μmの深さの分解能に対して効率的である。前腕の角質層は、典型的には、10
乃至20μmである。正のピークを、角質層の脱水容積の尺度として得ることが
できる。この場合には、角質層の厚さを脱水レベルと区別することができない。
【0144】
図21bは、点a(実線)、点b(破線)及び点c(点線)における皮膚に対
する過程の波形を示す。前腕及び手首に対する走査の間における再現可能な差は
ほとんどない。しかしながら、掌は、著しく異なる結果を与える。この場合には
、より長い遅延時間で、角質層−表皮の界面によるより広い負の過渡現象が後に
続く角質層の表面の反射による特異な特徴がある。この過渡現象は、水様の表皮
に対して予測されるゼロへのダンプ減衰を表示する。角質層は、分離されるその
内側及び外側の境界に対して十分厚い、手の掌において100から150μmま
での厚さを有する。
する過程の波形を示す。前腕及び手首に対する走査の間における再現可能な差は
ほとんどない。しかしながら、掌は、著しく異なる結果を与える。この場合には
、より長い遅延時間で、角質層−表皮の界面によるより広い負の過渡現象が後に
続く角質層の表面の反射による特異な特徴がある。この過渡現象は、水様の表皮
に対して予測されるゼロへのダンプ減衰を表示する。角質層は、分離されるその
内側及び外側の境界に対して十分厚い、手の掌において100から150μmま
での厚さを有する。
【0145】
図22a及びbは、図20における被験者の手の側面の1cm×1cmのエリ
ア(点d)をラスター走査することによって得られる画像を示す。
ア(点d)をラスター走査することによって得られる画像を示す。
【0146】
図22aは、1cm×1cmのエリア全体にわたるz軸に沿った角質層の外側
の表面(即ち、掌の外側)に対応する、処理されたTHz波形のピーク値をプロ
ットすることによって作成される。皮膚の表面の典型的な特徴(線、しわなど)
は、明白である。図22bは、本質的に、角質層−表皮の界面に対応する時間遅
延でTHz波形の値がプロットされないタイムスライス画像を示す。これは、走
査されるエリアにわたる角質層の厚さにおける変動を見ることを可能にする。(
低いxの値は、より高い値が裏面の方にある一方で、手の掌側の方にある。) 図22a及び図22bの両方のデータにおいて、反射されたTHz波形は、二
つの軸に沿った3波形毎ミリメートルの空間的な区間にわたって収集される。こ
れは、この周波数領域において達成可能な回折限界の分解能とおおよそ等価であ
る。図23a及び23bは、3Dデータの組みを通じたスライスを示す。グレー
スケールは、THz振幅を示し、光学的遅延(垂直アクセス)及び水平軸にわた
るxの位置に対してプロットされる。深さの較正を、THz領域にわたる皮膚の
組織に対する、n=2の仮定された屈折率に基づく光学的な遅延時間から得る。
図は、角質層/表皮の界面を、及び角質層の表面をも示す。図23aは、点cで
得られるのに対して、図23bは、点dで得られる。
の表面(即ち、掌の外側)に対応する、処理されたTHz波形のピーク値をプロ
ットすることによって作成される。皮膚の表面の典型的な特徴(線、しわなど)
は、明白である。図22bは、本質的に、角質層−表皮の界面に対応する時間遅
延でTHz波形の値がプロットされないタイムスライス画像を示す。これは、走
査されるエリアにわたる角質層の厚さにおける変動を見ることを可能にする。(
低いxの値は、より高い値が裏面の方にある一方で、手の掌側の方にある。) 図22a及び図22bの両方のデータにおいて、反射されたTHz波形は、二
つの軸に沿った3波形毎ミリメートルの空間的な区間にわたって収集される。こ
れは、この周波数領域において達成可能な回折限界の分解能とおおよそ等価であ
る。図23a及び23bは、3Dデータの組みを通じたスライスを示す。グレー
スケールは、THz振幅を示し、光学的遅延(垂直アクセス)及び水平軸にわた
るxの位置に対してプロットされる。深さの較正を、THz領域にわたる皮膚の
組織に対する、n=2の仮定された屈折率に基づく光学的な遅延時間から得る。
図は、角質層/表皮の界面を、及び角質層の表面をも示す。図23aは、点cで
得られるのに対して、図23bは、点dで得られる。
【0147】
吸収へ向うTHzの感度を、図24aに示す。ここで、図20の前腕からの反
射する部分を、水に浸したガーゼの適用によって角質層を水和する前及び後のあ
る間隔で、測定した。掃引線“a”は、ガーゼの除去に先立つTHz信号を示し
、掃引線“b”は、ガーゼの除去の直後における信号を示す。ここで、 THz波形は、角質層のほぼ飽和した水和を示すゼロの光学的遅延で強く抑制さ
れ、掃引線“c”乃至“e”は、それぞれ、ガーゼの除去の後、五分、十分、及
び十五分の同じ測定を示すことを理解することができる。皮膚の濡れた領域は、
周囲の大気(23℃)に露出される。ゼロ−遅延ピークは、15分の特有の時間
を覆う。正のピークが初期の水和の後に広がるが、次の最小は、最初に水和によ
って深さにおいて減少し、水和の前よりも負になるように引き続き増加すること
に注目することは興味深い。
射する部分を、水に浸したガーゼの適用によって角質層を水和する前及び後のあ
る間隔で、測定した。掃引線“a”は、ガーゼの除去に先立つTHz信号を示し
、掃引線“b”は、ガーゼの除去の直後における信号を示す。ここで、 THz波形は、角質層のほぼ飽和した水和を示すゼロの光学的遅延で強く抑制さ
れ、掃引線“c”乃至“e”は、それぞれ、ガーゼの除去の後、五分、十分、及
び十五分の同じ測定を示すことを理解することができる。皮膚の濡れた領域は、
周囲の大気(23℃)に露出される。ゼロ−遅延ピークは、15分の特有の時間
を覆う。正のピークが初期の水和の後に広がるが、次の最小は、最初に水和によ
って深さにおいて減少し、水和の前よりも負になるように引き続き増加すること
に注目することは興味深い。
【0148】
図24bは、10%グリセリン溶液の60ミリグラムの適用によって生産され
る角質層の水和レベルにおける変化を示す。点線は、グリセリンが適用される前
の波形を示す。実線は、溶液の適用後8分の波形を示す。下側の掃引線が点“a
”(前腕)に関するものであるのに対して、上側の掃引線は点“c”(掌)に対
する。
る角質層の水和レベルにおける変化を示す。点線は、グリセリンが適用される前
の波形を示す。実線は、溶液の適用後8分の波形を示す。下側の掃引線が点“a
”(前腕)に関するものであるのに対して、上側の掃引線は点“c”(掌)に対
する。
【0149】
グリセリンに対する前腕の結果は、純水を使用して達成されるもののような、
ゼロ−遅延ピークの同じ抑制を表示する。現実に、ゼロ−遅延ピークは、五分の
乾燥時間の後で、純水の場合におけるよりも強く抑制されたように見える。グリ
セリンの存在で水の改善された保持を示すこと。掌の水和レベルにはほとんど変
化が見られない。しかしながら、より遅い時間遅延の特徴に小さな変化を見るこ
とができる。
ゼロ−遅延ピークの同じ抑制を表示する。現実に、ゼロ−遅延ピークは、五分の
乾燥時間の後で、純水の場合におけるよりも強く抑制されたように見える。グリ
セリンの存在で水の改善された保持を示すこと。掌の水和レベルにはほとんど変
化が見られない。しかしながら、より遅い時間遅延の特徴に小さな変化を見るこ
とができる。
【0150】
図25aは、石英の窓による角質層の界面の閉塞の効果を説明する。ここで、
THz測定は、石英と連続的に接触した皮膚で15分周期における45秒の区間
でなされた。走査は、右へのより遅いたいていの時間でx軸に沿って互いに相殺
される。ゼロ−遅延ピークの大きさは、指数関数的な減衰の形式で減少する。
THz測定は、石英と連続的に接触した皮膚で15分周期における45秒の区間
でなされた。走査は、右へのより遅いたいていの時間でx軸に沿って互いに相殺
される。ゼロ−遅延ピークの大きさは、指数関数的な減衰の形式で減少する。
【0151】
各波形に対するピークピーク値を、図25bにおける時間の関数としてプロッ
トする。指数関数的な減衰をデータに適合させる。減衰に対する時定数は、3.
1分であることを見出した。
トする。指数関数的な減衰をデータに適合させる。減衰に対する時定数は、3.
1分であることを見出した。
【図1】
本発明の実施例に一致する概略の撮像系を示す。
【図2】
図1の撮像系を伴った使用に関する発生セクションの例を示す。
【図3】
図1の撮像系を伴った使用に関する検出セクションの例を示す。
【図4】
図1の撮像系を伴った使用に関する発生器のさらなる例を示す。
【図5】
図1の撮像系を伴った使用に関する検出器のさらなる例を示す。
【図6】
図1の撮像系によって検知されたパルスの概略の掃引線を示す。
【図7】
本発明の実施例と一致して作成された皮膚癌腫の画像を示す。
【図8】
a及びbは、本発明の実施例と一致する方法を使用して作成された歯の二つの
画像を示す。
画像を示す。
【図9】
aは、歯を通じたスライスの可視画像を示し、bは、歯に対する典型的なTH
z時間領域の掃引線を示し、c、d、及びeは、遅延時間−0.08ps、0.
1ps、及び3.34psでの歯に対するタイムスライス画像を示す。
z時間領域の掃引線を示し、c、d、及びeは、遅延時間−0.08ps、0.
1ps、及び3.34psでの歯に対するタイムスライス画像を示す。
【図10】
a乃至aは、図9Aに示す歯を通じたタイムスライスの四つの画像を示す。
【図11】
aは、歯の可視画像を示し、bは、図11aの歯の吸収画像を示し、cは、図
11aの歯の飛行時間画像を示し、d乃至fは、それぞれ、時間−0.1ps、
2.4ps、及び3.1psに対する図11の歯のタイムスライスを示す。
11aの歯の飛行時間画像を示し、d乃至fは、それぞれ、時間−0.1ps、
2.4ps、及び3.1psに対する図11の歯のタイムスライスを示す。
【図12】
aは、歯の可視画像を示し、bは、その歯の吸収画像を示し、cは、その歯を
通じたタイムスライスを示し、dは、電場の最大ピークの時間をプロットする歯
の画像を示す。
通じたタイムスライスを示し、dは、電場の最大ピークの時間をプロットする歯
の画像を示す。
【図13】
歯の可視画像及び歯からのTHz信号を示す。
【図14】
歯の可視画像、並びに歯の病んだ部分及び健康な部分の二つのTHz掃引線を
示す。
示す。
【図15】
皮膚の概略図であり、皮膚からの概略の信号を示す。
【図16】
本発明の実施例に一致する方法を使用して調査することができる試料の概略の
層構造を示す。
層構造を示す。
【図17】
図1の撮像系の変形物の概略図を示す。
【図18】
aは、図17の装置によって測定された典型的な信号を示し、bは、対応する
THzパワースペクトルを示す。
THzパワースペクトルを示す。
【図19】
皮膚の層並びに入力及び反射されたパルスの該略図を示す。
【図20】
次の図における結果を生ずるように測定される腕及び手における点を示す、ヒ
トの腕及び手の可視画像である。
トの腕及び手の可視画像である。
【図21】
aは、前腕から測定された、及び空気と水からのそれと比較される、時間領域
THz波形のプロットであり、bは、前腕、手首及び掌からの反射されたパルス
を比較するTHz波形である。
THz波形のプロットであり、bは、前腕、手首及び掌からの反射されたパルス
を比較するTHz波形である。
【図22】
aは、図20の手の側の1cm×1cmの画像であり、bは、手のタイムスラ
イス画像である。
イス画像である。
【図23】
aは、図20の手の掌の画像であり、bは、被験者の掌の端からの対応するデ
ータを示す。
ータを示す。
【図24】
aは、異なるぬれ条件の下で図20の前腕のTHz測定の比較的なプロットで
あり、bは、グリセリン溶液の適用の前後における掌及び前腕の測定のプロット
を示す。
あり、bは、グリセリン溶液の適用の前後における掌及び前腕の測定のプロット
を示す。
【図25】
15分周期での前腕の変化する特性の比較的なプロットであり、bは、時間に
対する図25bの掃引線の最高点のプロットである。
対する図25bの掃引線の最高点のプロットである。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(81)指定国 EP(AT,BE,CH,CY,
DE,DK,ES,FI,FR,GB,GR,IE,I
T,LU,MC,NL,PT,SE,TR),OA(BF
,BJ,CF,CG,CI,CM,GA,GN,GW,
ML,MR,NE,SN,TD,TG),AP(GH,G
M,KE,LS,MW,MZ,SD,SL,SZ,TZ
,UG,ZW),EA(AM,AZ,BY,KG,KZ,
MD,RU,TJ,TM),AE,AG,AL,AM,
AT,AU,AZ,BA,BB,BG,BR,BY,B
Z,CA,CH,CN,CO,CR,CU,CZ,DE
,DK,DM,DZ,EE,ES,FI,GB,GD,
GE,GH,GM,HR,HU,ID,IL,IN,I
S,JP,KE,KG,KP,KR,KZ,LC,LK
,LR,LS,LT,LU,LV,MA,MD,MG,
MK,MN,MW,MX,MZ,NO,NZ,PL,P
T,RO,RU,SD,SE,SG,SI,SK,SL
,TJ,TM,TR,TT,TZ,UA,UG,US,
UZ,VN,YU,ZA,ZW
(72)発明者 シースラ,クレイグ,マイケル
イギリス国,ケンブリッジ シービー4
0ダブリュジー,ミルトン・ロード,ケン
ブリッジ・サイエンス・パーク 302
/304,テラビュー リミテッド内
(72)発明者 コール,ブライアン,エドワード
イギリス国,ケンブリッジ シービー4
0ダブリュジー,ミルトン・ロード,ケン
ブリッジ・サイエンス・パーク 302
/304,テラビュー リミテッド内
Fターム(参考) 2G059 AA02 AA06 BB12 EE01 EE02
EE05 EE11 FF02 FF04 GG01
GG06 HH01 HH02 HH05 HH06
JJ11 JJ13 JJ14 JJ20 JJ22
KK01 MM01 MM04 MM08 MM09
PP04
Claims (21)
- 【請求項1】 試料を調査する方法であって、 試料の表面を電磁放射のパルスで照射するステップ、 前記試料から反射した前記放射を検出するステップ、及び 前記試料に関する構造の情報を前記試料の表面からの深さの関数として導出す
るステップ、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する方法。 - 【請求項2】 前記試料は、生物学的な材料を含む請求項1記載の方法。
- 【請求項3】 前記試料に関する構造の情報を導出するステップは、吸収又
は屈折率を深さの連続関数として導出するステップを含む請求項1記載の方法。 - 【請求項4】 前記方法は、参照信号を検出するステップをさらに含む請求
項1乃至3いずれか1項記載の方法。 - 【請求項5】 前記参照信号は、実質的に完全反射である鏡からの放射を反
射することによって検出される請求項4記載の方法。 - 【請求項6】 試料を調査する装置であって、 試料の表面を電磁放射のパルスで照射する手段、 前記試料から反射した前記放射を検出すると共に前記試料に関する構造の情報
を前記試料の表面からの深さの関数として導出する手段、手段を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する装置。 - 【請求項7】 試料を撮像する方法であって、 試料を電磁放射のパルスで照射するステップ、 前記試料から反射した又は前記試料を透過した前記放射の振幅を検出するステ
ップ、及び 時間における単一の点で検出される前記放射の振幅を使用して試料の画像を発
生させるステップ、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する方法。 - 【請求項8】 前記放射の振幅は、時間の周期に対して検出され、 前記画像は、単一の時点に対して発生する請求項7記載の方法。
- 【請求項9】 前記画像を発生させるステップは、複数の異なる時点に対し
て複数の画像を発生させるステップを含む請求項8記載の方法。 - 【請求項10】 最適化パラメーターとして時点を使用して、発生した前記
画像のコントラストを最適化するステップをさらに含む請求項9記載の方法。 - 【請求項11】 前記放射は、単一の時点に対してのみ検出される請求項7
記載の方法。 - 【請求項12】 試料の画像を発生させる装置であって、 試料を電磁放射のパルスで照射する手段、 前記試料から反射した又は前記試料を透過した前記放射の振幅を検出する手段
、及び 時間における単一の点で検出される前記放射の振幅を使用して試料の画像を発
生させる手段、を含み、 前記パルスは、25GHzから100THzまでの範囲における複数の周波数
を有する装置。 - 【請求項13】 前記装置は、異なる時点から発生する複数の画像を表示す
る手段をさらに含む請求項12記載の装置。 - 【請求項14】 試料の組成における変動を検出する方法であって、 前記変動は、前記試料の第一及び第二の界面の間に位置し、 前記方法は、 前記試料の表面における第一の部分及び第二の部分を電磁放射で照射するステ
ップ、 前記試料の前記二つの部分における前記第一及び第二の界面からの前記放射の
反射による信号を検出するステップ、 前記第二の界面からの前記信号のピーク高さを、前記第一の界面の前記信号の
ピーク高さと、前記試料の同じ部分で比較して、補正された第二の界面の信号を
生じさせると共に、前記補正された第二の界面の信号を比較するステップ、を含
み、 前記第一の界面は、前記第二の界面よりも前記表面に接近して位置する方法。 - 【請求項15】 前記試料は、歯であり、 前記第一及び第二の界面は、前記歯の外面、歯髄腔/象牙質の界面におけるエ
ナメル質/象牙質の界面から選ばれる請求項14記載の方法。 - 【請求項16】 前記試料は、ヒト又は動物の体の一部分であり、 前記第一及び第二の界面は、外層若しくは皮膚、皮膚/脂肪の界面、又は皮膚
内の界面から選ばれる請求項14記載の方法。 - 【請求項17】 複数の部分に対する接続された前記第二の界面の信号を導
出するステップをさらに含む請求項14乃至17いずれか1項記載の方法。 - 【請求項18】 前記方法は、前記試料の複数の隣接した部分に対して前記
接続された第二の信号をプロットすることによってプロット又は画像を発生させ
るステップをさらに含む請求項17記載の方法。 - 【請求項19】 試料の組成における変動を検出する装置であって、 前記変動は、前記試料における第一及び第二の界面の間に位置し、 前記装置は、 前記試料の表面における第一の部分及び第二の部分を電磁放射で照射する手段
、 前記試料の前記二つの部分における前記第一及び第二の界面からの前記放射の
反射による信号を検出する手段、 前記第二の界面からの前記信号のピーク高さを、前記第一の界面の前記信号の
ピーク高さと、前記試料の同じ部分で比較して、補正された第二の界面の信号を
生じさせると共に、前記試料の異なる部分に関して前記補正された第二の界面の
信号を比較する手段、を含み、 前記第一の界面は、前記第二の界面よりも前記表面に接近して位置する装置。 - 【請求項20】 実質的に、添付する図面を参照して上文に記載した方法。
- 【請求項21】 実質的に、添付する図面のいずれか一つを参照して上文に
記載した装置。
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