JP2002538423A - テラヘルツ画像形成のための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 サンプルを画像形成する装置及び方法において、（ａ）画像形成されるサンプルは、５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパルスによる電磁放射線で照射される。（ｂ）サンプルの領域は、２次元の画素アレイに小分けされ、画素のそれぞれからの放射線は複数の周波数にわたり検出される。（ｃ）ステップ（ｂ）において検出された放射線から画像は生成される。好ましくは、パルスによる電磁放射線における複数の周波数のうちの１つの周波数、又は選択した複数の周波数を使用する。この方法は、医用画像形成技術として利用することができ、癌腫瘍を画像形成するのに使用することができる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】 本発明は、赤外線周波数レンジにおける放射線でのサンプルの画像形成の分野
に関する。特に、本発明は、より高いギガヘルツ（ＧＨｚ）及びテラヘルツ（Ｔ
Ｈｚ）周波数レンジにおける電磁放射線を使用することにより得られる画像にお
けるコントランストを改善するための装置及び方法に関する。しかし、かかる画
像形成技術において、かかる放射線の全ては、ＴＨｚ放射線として、特に５０Ｇ
Ｈｚから８４ＴＨｚまでのレンジにおいて概算的に言及される。

【０００２】 ［発明の背景］ 近年、方法の領域を使用して広く多種のサンプルを見るため、ＴＨｚ放射線を
使用することによる関心が高まってきている。ＴＨｚ放射線は、サンプルの画像
形成及びスペクトルの取得の両者において使用されてきている。

【０００３】 最近、Mittleman等による研究 IEEE Journal of Selected Topics in Quantum
Electronics, Vol.2,No3.September1996,Page679-692では、炎、葉、プラステ
ィック及び半導体の金型片のような、様々な物体を画像形成するためにＴＨｚ放
射線を使用することが例示されている。

【０００４】 ＴＨｚ放射線は、最も乾燥し、非金属で、プラスティック、紙、板紙及び磁極
を有さない有機物のような磁極を有さない物体に入り込む。したがって、ＴＨｚ
放射線は、箱やケース等の中を見るために、Ｘ線の代わりに使用することができ
る。このことから、ＴＨｚ放射線を使用する健康上のリスクは、従来のＸ線を使
用するリスクに比べて非常に減少する。

【０００５】 医用目的のためにＴＨｚ画像形成を使用することは、上記参照文献において提
案されている。しかし、強い水分吸収がＴＨｚの使用の妨げになることは、多く
の生体医用の研究分野において以前から信じられている。これまでに、強く水分
を吸収した領域と強い水分吸収がない領域との間のコントランストを取得するこ
とに基づいて、ＴＨｚ画像形成の多くの量が分析されてきている。

【０００６】 ［発明の概要］ 本発明は上記問題に向けられるものであり、ＴＨｚを水分吸収に基づく画像形
成コントラストに使用することができるのみならず、良好なコントラストを異な
るサンプルの範囲にわたるＴＨｚ画像形成において示すことができるように、か
かるＴＨｚ画像形成における画像コントラストを増強するための方法に関する。

【０００７】 第１の態様において、本発明はサンプルの画像形成方法を提供する。この方法
は （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
ルスによる電磁放射線（pulsed electro-magnetic radiation）で画像形成され
るサンプルを照射するステップ、 （ｂ）サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数にわた
り画素のそれぞれからの放射線を検出するステップ、 （ｃ）パルスによる電磁放射線の投射における複数の周波数からの１つの周波
数、又は選択した複数の周波数を使用して、ステップ（ｂ）において検出された
放射線から画像を生成するステップ、を備えている。

【０００８】 サンプルは、好ましくは１００ＧＨｚから２０ＴＨｚ、より好ましくは５００
ＧＨｚから１０ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパルスによる電
磁放射線で照射される。

【０００９】 検出された放射線は、単一周波数について分析されてもよく、または、選択さ
れた周波数範囲にわたり分析されてもよい。選択された周波数範囲は、典型的に
は、サンプルを照射するために使用されるパルスによる電磁放射線の全周波数範
囲の３分の１よりも少ない周波数範囲に設定される。より好ましくは、選択され
た周波数範囲は、サンプルを照射するために使用されるパルスによる電磁放射線
の全周波数範囲の１０％に設定される。

【００１０】 たとえば、水分がＴＨｚの強い吸収体であることは以前より言及されてきてい
る。５０ＧＨｚから５００ＧＨｚまで、３０ＧＨｚから４５ＴＨｚまで、及び５
７ＧＨｚから８４ＧＨｚまで、の水分吸収スペクトルにおいて、「窓（window）
」がある。サンプルが５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの周波数範囲で照射された
場合、１つ又は複数の以下の選択された周波数範囲、５０ＧＨｚから５００ＧＨ
ｚまで、３０ＴＨｚから４５ＴＨｚまで、及び５７ＴＨｚから８４ＴＨｚまで、
を使用して画像形成することが好ましい。画像は、選択された周波数範囲にわた
り統合することにより生成されてもよい。

【００１１】 したがって、本発明により、単一周波数又は選択された周波数から画像を形成
することができる。また、本発明は、複数の画像を複数の周波数から得ることが
でき、又は単一画像を２つ又は２以上の個別の周波数からのデータから得られる
ことができる。

【００１２】 本発明は、サンプルを透過する放射線を検出するか、又は、サンプルで反射さ
れた放射線を検出することにより、サンプルを画像形成するために使用すること
ができる。

【００１３】 本発明により生成された画像は、多くのやり方において表示してもよい。本発
明の第１の態様の方法では、複数の異なる周波数について、ステップ（ｃ）にお
いて生成された画像系列を表示するステップをさらに備えていてもよい。

【００１４】 ステップ（ｃ）において生成された画像は、連続的な周波数を介して走査され
てもよい。代替的に、ステップ（ｃ）において生成された画像は、複数の離散的
な周波数を介してステップすることもできる。

【００１５】 本明細書で議論される多くの画像形成コントラスト技術について、参照信号が
必要とされる。理想的には、参照信号は、画像形成されるサンプルを透過しない
か、又はサンプルの領域で反射されないＴＨｚ放射線から得られる。

【００１６】 参照信号は、サンプルを透過していない電磁パルスによる放射線の留分（frac
tion）から得られてもよい。代替的に、パルスによる電磁放射線がサンプルの異
なる部分を透過することにより、参照信号を得てもよい。たとえば、本発明を腫
瘍の組織を画像形成するために使用してもよく、画像形成されるサンプルの領域
は腫瘍であり、参照信号は放射線を組織の健康な部分に通すことにより得ること
ができる。また、サンプルがない時には参照信号を測定することもできる。たと
えば、サンプルが放射線ビームの経路に配置される前に、参照信号を測定するこ
ともできる。又はサンプルが画像形成された後に、参照信号を測定することもで
きる。

【００１７】 一般に、本発明は、画素のそれぞれについて画像形成装置を使用して実行する
ことができる。好ましくは、データはフーリエ変換され、周波数領域Ｅ（ω）に
おける複素ＴＨｚ電界を与える。

【００１８】 画像は、複素ＴＨｚ電界Ｅ（ω）から多くのやりかたで得ることができ、たと
えば、 （ｉ）サンプルのパワースペクトルＰsample（ω）及び参照信号のパワースペ
クトルＰref（ω）が計算されてもよい。次いで、選択された周波数範囲、又は
統合された選択された周波数範囲にわたり、画素のそれぞれについて、所与の周
波数について、２つのパワースペクトル間の差をプロットすることにより、画像
を生成することができる。

【００１９】 （ｉｉ）サンプルのパワースペクトルＰsample（ω）及び参照パワーＰref（
ω）は、透過率を与えるために分割されてもよい。次いで、選択された周波数範
囲、又は統合された選択された周波数範囲にわたり、画素のそれぞれについて、
透過率がプロットされてもよい。

【００２０】 （ｉｉｉ）周波数に依存する吸収係数α（ω）が複素電界Ｅ（ω）から計算さ
れ、選択された周波数範囲、又は統合された選択された周波数範囲にわたり、画
素のそれぞれについて、該係数がプロットされてもよい。

【００２１】 （ｉＶ）周波数に依存する屈折率η（ω）が複素電界Ｅ（ω）から計算され、
選択された周波数範囲、又は統合された選択された周波数範囲にわたり、画素の
それぞれについて、該率がプロットされてもよい。

【００２２】 検出された時間的な電界は、放射線経路における媒体の複素誘電率の完全な記
述を与える位相及び振幅の両情報を含んでいる。特徴付けられるサンプルは、ビ
ーム、及びサンプル中を伝播するか又は反射されているパルスの形状に挿入され
る。これらは、サンプルなしで取得される参照テンポラルファイルと比較される
。複素電界Ｅ（ω）と参照信号Ｅref（ω）との割合は、サンプルの複素応答関
数Ｓ（ω）を与えるために計算される。最も簡単なケースでは、複素応答関数Ｓ
（ω）は、以下のように与えられる。

【００２３】

【数１】 ここで、ｄはサンプルの厚さであり、ｃは真空における光の速度であり、ηは屈
折率及びαは吸収係数である。実験的には、吸収係数α（ω）及び屈折率η（ω
）は、振幅Ｍ（ω）及びＳ（ω）の位相ψ（ω）は、それぞれ以下による。

【００２４】

【数２】

【００２５】

【数３】 サンプルの誘電体インタフェースでの反射を説明するために、付加的な用語が［
数１］〜［数３］において含まれていてもよい。このようにして、多相サンプル
の正確な分析が可能となる。

【００２６】 これらのパラメータは、サンプルの複素誘電関数ε（ω）に簡単に関連してい
る。

【００２７】

【数４】 上記（ｉ）〜（ｉＶ）において議論されたように得られたデータは、カラー又
はグレイスケール画像のいずれかで直接プロットされてもよい。カラー、又は画
素のそれぞれのグレイの影は、所与の振幅を表している。

【００２８】 単一周波数の代わりに、選択された周波数範囲を選択することもでき、上記（
ｉ）〜（ｉＶ）の結果及びデータは、範囲にわたり統合される。次いで、統合さ
れたデータをプロットすることもできる。

【００２９】 また、上記（ｉ）〜（ｉＶ）によるデータ処理の振幅を様々なバンド（band）
に小分けすることが好ましい。たとえば、ある値以下の全てのデータを値０に割
当て、次の振幅範囲における全てのデータを値１等に割当てることができる。こ
れらの範囲は、振幅において等しい幅を有してしてもよいし、異なる幅を有して
いてもよい。異なる幅であれば、たとえば、サンプルによるＴＨｚの吸収におい
て変化がないサンプル領域におけるコトランストを強調するために、コントラス
トを強調するのに好ましい場合がある。

【００３０】 好ましくは、本発明では、２つ又は２以上の周波数を使用する。該２つの周波
数からのデータは、上記（ｉ）〜（ｉＶ）のいずれかに従って処理される。次い
で、データは、上記単一周波数について記述されたように収集される。

【００３１】 データは２つのバンドに分割される。１方は値「０」に割当てられ、他方は「
１」に割当てられる。次いで、両周波数からのデータは、たとえばＡＮＤ，ＯＲ
，ＮＯＴ、ＮＡＮＤ，ＸＯＲ等のBoolean代数的表現のようなルールを使用して
互いに加えることもできる。

【００３２】 勿論、本発明により、２つの異なる周波数から画像を比較することができる。
これは、ＴＨｚに対する吸収がある周波数範囲にわたり変化する物質を識別する
のに特に有益である。

【００３３】 また、かかるＴＨｚ画像形成について他の方法も可能である。電界の最大値及
び最小値をプロットすることが知られている。実際に、これは、先の参照文献に
おいてMittlemanにより行われている。しかし、ピーク−ピーク信号、すなわち
電界の最小値及び最大値間の距離をプロットすることにより、より高いコントラ
ストが達成される。したがって、第２の態様では、本発明はサンプルを画像形成
するための方法を提供する。この方法は、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
ルスによる電磁放射線で画像形成されるサンプルを照射するステップと、 （ｂ）サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数にわた
り画素それぞれのからの放射線を検出するステップと、 （ｃ）画素それぞれについて、ステップ（ｂ）において検出された放射線の振
幅の最大値及び最小値の間の差を計算することにより、ステップ（ｂ）において
検出された放射線から画像を生成するステップと、を備えている。

【００３４】 好ましくは、メインピークの最大値及び最小値は、すなわち、時間的な軌跡の
最も高い部分と最も低い部分に選択される。

【００３５】 より好ましくは、１００ＧＨｚから２０ＴＨｚまでの範囲における複数の周波
数を有するパルスによる電磁放射線でサンプルが照射される。

【００３６】 また、データからの時間的な情報を得ることが知られている。たとえば、画像
形成されるサンプルを透過する電界の最大値と、サンプルを透過しないか、又は
サンプルの領域から反射されない電界との時間差をプロットすることができる。
しかし、電界の最大値と最小値の間の時間的な差をプロットする提案はなされて
いない。これは、周波数に依存する吸収に関するデータを提供する。したがって
、第３の態様では、本発明はサンプルを画像形成する方法を提供する。この方法
は、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
ルスによる電磁放射線で画像形成されるサンプルを照射するステップと、 （ｂ）サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数にわた
り画素のそれぞれからの放射線を検出するステップと、 （ｃ）画素のそれぞれについて、ステップ（ｂ）において検出された放射線の
時間的な位置の最大値及び最小値の間の差を計算することにより、ステップ（ｂ
）において検出された放射線から画像を生成するステップと、を備えている。

【００３７】 好ましくは、メインピークの最大値及び最小値は、すなわち時間的な軌跡の最
も高い部分と最も低い部分に選択される。

【００３８】 より好ましくは、１００ＧＨｚから２０ＴＨｚまでの範囲における複数の周波
数を有するパルスによる電磁放射線でサンプルが照射される。

【００３９】 よりよいコントラストを得るために、電界の最大値と最小値の間の時間的な差
が該画素での電界値で乗算されてもよい。たとえば、最小値、最大値、又は最小
値及び最大値間の差である。

【００４０】 上述したように、本発明の方法は、医用画像形成の用途に適しており、理想的
には、ある組織の異常及び状態を綿密な調査に適している。また、文書、ラベル
、銀行券又は他の印刷物の確認と共に、内部構造及び食品の成分の調査、並びに
類似のセキュリティ応用のために、容器の中の品目を画像形成するのに有効であ
る。特定の医用応用では、より詳細に説明される。第１に、画像形成される異な
る対応の組織のタイプのある例の記載が以下に示される。

【００４１】 ガン組織： 正常な組織は、一様な形状及び大きさの成熟した多くの細胞を含んでいる。細
胞のそれぞれは、一様な大きさの細胞核により特徴付けられる。

【００４２】 良性の腫瘍： 良性の腫瘍は、細胞膜において秩序が整ったやり方でゆるやかに成長する、大
人又は成熟した細胞の繁殖に関わる。これらの腫瘍は、周囲の細胞に侵入しない
が、頭蓋骨のような包囲された構造内で、生体構造に圧迫を通して害をもたらす
場合がある。

【００４３】 悪性の細胞： 悪性の細胞は、基本構造及び活性度が既知のやり方で配列されており、原因が
今なお理解されていない。悪性の細胞は、正常な細胞の正常で特殊な機能を失っ
ているか、又は新たな特徴と機能を帯びる場合がある。顕微鏡を通して検察する
ことができる悪性の細胞の特徴は、腫瘍の成長がそこから始まった原子細胞（親
組織）との区別又は類似性がないことである。この区別を失っていることは、退
形成と呼ばれ、その程度が腫瘍の悪性の程度における要素を決定する。退形成は
、最も信頼することができる悪性度の指標である。これは、ガンにおいてのみ見
られ、初期の良性においては現れない。

【００４４】 顕微鏡を通して観察することができる悪性の細胞の他の特徴は、様々な寸法の
細胞核の存在であり、その多くは、異常に多くの染色体、及び細胞の急速かつ無
秩序な分裂を示す有糸分裂の形（分裂の準備における細胞）の存在を含んでいる
ことである。悪性の腫瘍において活発に繁殖する細胞の割合は、正常な細胞の割
合よりも一般的に大きい。悪性の細胞は、包囲する皮膜がないため、隣接又は周
囲の組織に進入する。

【００４５】 ガンの拡延性（spread）： 従来の手段により臨床検出についての機会がある時、腫瘍の質量は、それが１
ｃｍの寸法の前の３０倍の寸法になると一般に計算されてきている。悪性の腫瘍
の成長割合は、広がる能力を決定する。ガンは、即時進展（direct extension）
、沈下性転移(gravitational metastasis)、又は転移的拡延性(metastatic spre
ad)により広がる。

【００４６】 沈下性転移又は隣接組織への進入は、破潰性の（ulcerating）大きな（bulky
）出血性の塊（Hemorrhagic masses）、又は硬化性の（indurative）組織固定（
tissue fixation）での線維損傷（fibrosing lesions）、構造の歪み及び乳ガン
において見られる皮膚の点食という典型的な局部的作用を作る。感染はこの拡延
性を伴う。

【００４７】 ガン細胞が血管又はリンパチャネルに侵入し、移植が行われる人体の遠い部分
を動く時、沈下性転移が生じる。沈下性転移では、主要なガンとこれらの転移の
間に組織学的な、細胞学的な及び機能的な類似性がほとんど常に存在する。結果
的に、細胞のタイプと主要な腫瘍の確からしい場所は、転移の形態学から識別す
ることができる。加えて、転移は、細胞の生産物及び分泌物の組成における主要
な腫瘍に通常よく似ている。

【００４８】 退形成は、５０ＧＨＺ〜４０ＴＨｚ組織の透過、吸収及び反射特性の一時変異
となる。分化及び付加的な破潰性の（ulcerating）大きな（bulky）出血性の塊
（Hemorhagic masses）、又は硬化性の（indurative）組織固定（tissue fixati
on）での線維損傷（fibrosing lesions）、構造の歪みの損失は、屈折率、及び
本発明の方法により画像形成することができる組織の厚さ等のような特性を変更
する。

【００４９】 屈折率を決めることにより、所与の屈折率について、放射線と組織の間の相互
作用の可能性が物質の密度に依存する。腫瘍の領域における繊維質の物質及び付
加的な（突然変異した）細胞の外観は、この領域における組織の密度は、健康的
な組織の密度に比較して、密度の変化をもたらしながら変更されることを暗示す
る。これが、順々に、正常な組織に比較して、（固定された周波数ωでの、又は
周波数範囲にわたる）媒体の反射率を変更する。

【００５０】 反射率におけるこれらの変化は、１）簡単に、時間領域において透過又は反射
されたＴＨｚパルスをシフトすること、２）周波数のそれぞれの屈折率η（ω）
での反射率を与える、周波数領域の情報への最小二乗フィット、のいずれか一方
により検出することができる。ガンにかかった領域では、その領域における細胞
の密度における増加による反射率における増加が期待される。しかし、ガンにお
ける水分の排除が反射率を変更する。いずれの作用によっても、画像における異
なる画素での反射率は、コントラストメカニズムとして使用することができる。

【００５１】 異常な組織と正常な組織の間の厚さｄにおける変化は、以下のいずれかの変化
を招く。

【００５２】 ａ）所定の領域における吸収率ａ（ω）ｄ、又は ｂ）該領域における時間遅延η（ω）ｄ ａ）及びｂ）の両者は、コントランストメカニズムの基礎を形成して、電界及
び時間領域のスペクトルを使用してそれぞれ決定される。悪性のガンはガンが進
入する組織に比較して急速に成長するため、悪性の腫瘍及びガンに隣接ずる正常
な細胞は厚さにおいてかなり異なる。これは、上記ａ）及び／又はｂ）を使用す
る本発明の方法により決定される。

【００５３】 所与の厚さについて、放射線と組織の間の相互作用の可能性は、物質の密度に
依存する。繊維質の物質と腫瘍の領域における付加的な（突然変異した）細胞は
、正常な組織とガンの組織の間の密度の変化を招いて、健康的な組織に比較して
この領域における組織の密度が変更されることを暗示している。線形の減衰係数
ａ（ω）（ｃｍ^−１の単位で通常引用される）は、物質の密度に依存する。した
がって、腫瘍が同じ体積における組織の大きな量を表す場合、線形減衰係数ａ（
ω）は、密度における増加に比例して増加する。所与の厚さについて、この変化
は、正常な組織に比較して腫瘍における吸収が増加されるように、それ自身明ら
かである。

【００５４】 かかる密度に誘発されたａ（ω）における変化に絡んで、組織そのものの組成
における変化によりα（ω）が変化する。化学組成における変化が、この変化に
ついて最も明らかな理由である。たとえば、腫瘍における破潰性の（ulcerating
）大きな（bulky）出血性の塊（Hemorrhagic masses）の存在は、健康な組織に
比較して化学組成の変化を暗示する。細胞学的な退形成のような悪性の腫瘍には
、組織の成長において、増加された又は変更された核酸の合成がある。さらに、
腫瘍における付加的な水分の排除又は含有のような簡単な変化は、健康な組織の
それに比較してその化学組成が変化する。

【００５５】 また、このシステムにおける増加された無秩序により、α（ω）はＴＨｚレン
ジにおいて変化する。したがって、たとえ腫瘍の組織と正常な組織における分子
のタイプにおける変化がない場合でも、細胞間の配置という観点で腫瘍はより無
秩序になりそうである。同様な現象は液体においても生じる。ここでは、増加す
る無秩序（又は結晶がない）が吸収の増加を招く。したがって、より「規則的に
配置された」組織においてよりも、ランダムに配置された腫瘍組織におけるα（
ω）は大きくなる可能性がある。

【００５６】 本発明の方法は、腫瘍周囲及びガン領域の組織性を検出するために使用される
。上記文章において示されたように、腫瘍に供給するために必要な増加される多
くの血管は、ガンの外観を最初に示すことができる。したがって、増加される血
流又はある領域における血液の存在の検出は、ガンの検出を目的として使用する
ことができる。

【００５７】 第４の態様において、本発明はガンを検出するための方法を提供する。この方
法は、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
ルスによる電磁放射線でサンプルを照射するステップと、 （ｂ）サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数にわた
り画素のそれぞれからの放射線を検出するステップと、 （ｃ）ステップ（ｂ）において検出された放射線からサンプルの領域の画像を
生成するステップと、を備えている。

【００５８】 画像を形成するステップ（ｃ）は、多くの方法により生成される。たとえば、
画素のそれぞれについてのサンプルの反射率をプロットすることにより、又は吸
収係数をプロットすることにより生成することができる。画像を得るより簡単な
方法は、電界の最大値又は最小値、あるいは腫瘍の厚さについての決定的な情報
を与えるサンプルを透過する放射線の経過時間、のいずれかをプロットすること
である。

【００５９】 また、本方法は、サンプルにおける石灰（lime）の存在について、検出された
放射線を分析するステップをさらに備えている。たとえば、これは、石灰が強く
吸収されることが知られている周波数でのサンプルの画像を取得することにより
行うことができる。さもなければ、ＴＨｚ領域において石灰の指紋を遊離するた
めに、画像の個々のスペクトルを見ることにより達成することができる。

【００６０】 また、本方法は、サンプルにおける水分含有量を分析するステップを備えてい
る。これはまた、水分についての吸収周波数で見ることにより行うことができる
。正確な結果を得るために、画像は水分が強く吸収されることが知られている複
数の異なる周波数を介してステップすることができる。本方法は、乳ガン又は人
間の皮膚における腫瘍を画像形成するために使用することができる。また、腫瘍
のいずれかのタイプに適用することができる。

【００６１】 実際に、通常、腫瘍の部分と比較するために、サンプルの健康な部分から参照
信号が取られる。

【００６２】 本発明のさらなる態様は、本発明の第１、第２及び第３態様の上記方法のそれ
ぞれを作用するための装置を提供する。装置のそれぞれは、それらの方法のステ
ップを実行するための手段をそれぞれ備えている。

【００６３】 ［発明の実施の形態］ 本発明は、例を通して及び以下の限定するものではない実施の形態を参照しな
がら記載される。

【００６４】 サンプルは、５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでのパルスによる電磁放射線で照射
される。ＴＨｚ放射線は、サンプルを透過するか、又はサンプルから反射される
かのいずれかである。図１は、単一の画素について、サンプルから検出された時
間にわたっての検出された電界の典型的な軌跡を示している。画素から画素まで
のサンプル組成において変化があれば、該変化は、画素のそれぞれについてのＴ
Ｈｚ軌跡においてはっきり見える。

【００６５】 図１から見ることができるように、画素のそれぞれについて得られた非常に多
くの情報があり、該情報は意味ある画像を提供するために処理される必要がある
。この時間に依存する信号から得ることができる４つのメインパラメータがあり
、これらは、電界の最大値Ｅ１、電界の最小値Ｅ２、電界の最大値の時間的な位
置Ｔ１、電界の最小値の時間的な位置Ｔ２、である。

【００６６】 ＴＨｚ画像を得るために、これらパラメータの１つ又は複数が直接プロットさ
れてもよい。しかし、更なるコントラストは、以下の関数をプロットすることに
より得られてもよい。

【００６７】 １．ピークからピークまでの高さ、すなわちＥ１＋Ｅ２。

【００６８】 ２．最大値Ｅ１の位置と最小値Ｅ２の位置の間の時間的な間隔における差、す
なわちＴ１−Ｔ２。このパラメータがサンプルの周波数に依存する吸収に関する
情報を提供する場合、このパラメータは特に有効である。

【００６９】 ３．時間的なピーク位置と、１つ又は複数の電界パラメータとの積。たとえば
、（Ｔ２−Ｔ１）×Ｅ１，（Ｔ２−Ｔ１）×Ｅ２，（Ｔ２−Ｔ１）×（Ｅ１＋Ｅ
２）である。

【００７０】 また、さらなる情報は、周波数分析を実行することにより図１から得てもよい
。図２は、典型的な軌跡についてのパワースペクトルを示している。パワースペ
クトルは、時間データ（すなわち、図１において示されるデータタイプ）をフー
リエ変換する典型的な方法において得ることができる。信号の振幅は対数でｙ軸
上に、周波数はｘ軸上にプロットされる。図２についてデータは、脂肪、腎臓及
び肉の領域を有するサンプルから得られる。このサンプルは、図３を参照して後
により詳細に記述される。また、参照信号が示されており、これはサンプルを透
過していない放射線のパワースペクトルである。この形式におけるデータを見る
ことにより、３つの組織タイプについての（ｙ軸に沿っての）データ間の間隔は
、周波数で変化していることが見られる。したがって、適切な周波数ｆselectを
選択することにより、強いコントランストを有する画像が得られる場合がある。

【００７１】 また、ある組織タイプを区別するために、比較のために、２つの離れた周波数
での画像をプロットすることは有利なことである。これは、様々な周波数での組
織タイプ間でのコントランストがない時に特に有効である。たとえば、図２のデ
ータを採取すると、腎臓組織及び脂肪組織に対応するパワースペクトルは、１Ｔ
Ｈｚで殆ど同じ値である。したがって、この周波数で生成される画像において、
脂肪と腎臓の両者の画像は非常に類似して見える。しかし、２．５ＴＨｚの周り
を見ると、腎臓のデータは、肉のデータの値と類似した値を有していることがわ
かる。したがって、２．５ＴＨｚで撮られた画像では、肉及び腎臓のデータの間
にはコントランストがない。しかし、１ＴＨｚで撮られた画像と２．５ＴＨｚで
撮られた画像とを比較することにより、３つの組織タイプは同等に比較すること
ができる。また、異なる周波数での２つ又はそれ以上の画像は、算術的な操作に
より比較することができる。たとえば、腎臓組織の吸収による特徴的な信号を明
確に示すために、２．５ＴＨｚで取られたデータは、１ＴＨｚで取られたデータ
から減じることができる。また、乗算、加算及び除算等の他の算術的な操作も可
能である。

【００７２】 さらにコントラストを強調するために、データは振幅に基づくバンドの組に小
分けされる。図２において４つのバンドが示されている。これらのバンドのそれ
ぞれには、単一の数値を割当てることができ、次いで、このデータをプロットす
ることができる。図２のデータにおいて、単一の値をバンド２に割当て、単一の
整数値をバンド２に割当て、単一の整数値をバンド３に割当てることにより、こ
こでは脂肪組織と腎臓組織の間のコントランストが実質的に強調されることを見
ることができる。さらに、この分析は、適切な２つの振幅バンドに拡張すること
ができる。一方の振幅バンドにおいて、振幅にはゼロの値が割当てられ、第２の
振幅バンドにおいて、振幅には１の値が割当てられる。この分析により、２つの
異なる周波数ｆ１及びｆ２でのデータは、あるルールを使用して比較することが
できる。かかるルールを以下の表１に示す。

【００７３】

【表１】 また、あるBooleanの代数的表現を使用することもでき、たとえば、ＡＮＤ，
ＮＡＮＤ，ＸＯＲ，ＯＲ，ＮＯＲである。ＡＮＤ比較について、以下の表２が使
用される。

【００７４】

【表２】 パワースペクトルの代わりに、パワースペクトルと同様のやり方で、周波数に
依存する吸収係数ａ（ω）又は周波数に依存する屈折率η（ω）を分析すること
もできる。

【００７５】 図３ａ及び図３ｂは、豚のサンプルから得られた画像を示している。

【００７６】 豚のサンプルは、様々な異なる豚の組織タイプ、肉、脂肪及び腎臓からなって
いる。組織タイプのそれぞれは、約１ｍｍの厚さであり、ＴＨｚを使用して測定
される領域は、５００μｍステップサイズで約１３×１０ｍｍ^２である。画素の
それぞれについての時間的な走査は、周波数解像度１００ＧＨｚを与え１０ｐｓ
長であり、画素のそれぞれは、測定に約１分を要する。サンプルは、ＴＨｚ放射
線源（＜１１０＞ＺｎＴｅ；厚さ１ｍｍ，２０×２５ｍｍ^２）の背後に配置され
る前に、セルロース硝酸フィルム及び１ｍｍの厚さのポリエチレン窓の上に搭載
される。画像を得るために使用される装置の詳細は、後に図１８〜図２６を参照
して記載される。

【００７７】 画素のそれぞれで、組織タイプは、電界の最大値の振幅及び時間的な位置にお
ける変化の両者を使用して識別される。全ての組織タイプは、脂肪、肉及び腎臓
の順に吸収が増加しながら、ＴＨｚパルスを透過するのがわかる。吸収の分析が
周波数を特定するものではないので、図３ｂにおいて示されるＴＨｚ画像は、パ
ンクロのＴＨｚ画像である。

【００７８】 可視画像とＴＨｚ画像を比較して、異なる組織タイプがうまく画像形成されて
おり、ＴＨｚ周波数で識別される。この分析を極端に単純化した特質のために、
ある散乱により、組織のそれぞれの領域の境界に沿って誤差が増加しており、こ
れらの領域において組織タイプは間違って識別されることになる。図４は、組織
タイプのそれぞれについてのパワースペクトルを示している。データは、３つの
異なる画素について取られている。組織タイプのそれぞれについての吸収特性に
おける明らかな差が示されている。

【００７９】 図５は、ＴＨｚ電界のピークの減衰を使用して、皮膚及び腎臓についての吸収
係数のデータを示している。全てのサンプルは、データにおいて水分吸収効果を
最小にするために乾燥されている。データは、２つの組織タイプについて吸収係
数が異なることを例示しており、このことは、画像における組織を識別するため
に使用される。厚さは、時間的なシフトから知ることができる。したがって、測
定することができる最大の組織の厚さは、信号対雑音比（ＳＮＲ）が１０^４：１
を想定している。この例について、これらの値は、腎臓について３．９ｍｍであ
り、皮膚について７．５ｍｍである。可視度を底上げするための増幅という追加
により、ＴＨｚパワー１０^５：１〜１０^６：１を達成することができ、これによ
り、組織の数ｃｍを理論的に調べることができる。

【００８０】 図６は、にわ鳥の組織の６タイプ、骨、軟骨、皮膚（料理（煮た）又は料理さ
れていない）、肉（料理（煮た）又は料理されていない）からのデータを示して
いる。全ての組織のタイプは、量を変化することにより、ＴＨｚを透過すること
がわかる。肉は、電界が明瞭さのために５倍されて、全ての組織タイプのなかで
強い吸収を有している。周波数領域のデータ（ＮＨ５）は、組織タイプのそれぞ
れについて、吸収の特徴における明確な差を示している。

【００８１】 図７は、比較のために単一の軸上にプロットされる図６からのデータを示して
いる。

【００８２】 Ｘ線が現在使用されているのと同じように、特に可視波長でさもなければ透過
しない物体の中身を画像形成するために、ＴＨｚを使用することができる。しか
し、ＴＨｚと低平均パワーの非イオン化特性のため、ＴＨｚは本質的に危険を伴
わない。たとえば、プラスティック、紙及び板紙のような一般的なパッケージ材
料は、ＴＨｚ周波数で透過することがわかっている。図８は、金属板における穴
にわたり載せられたクモの可視画像を示している。図９ａにおいて示されるよう
に、クモは、プラスティックの箱において配置されている。可視波長では、図９
ｂのように蓋が閉められたプラスティックの箱の中身を観察することができない
。

【００８３】 クモと箱は、２００μｍのステップサイズで、１０×１０ｍｍの領域にわたっ
て画像形成される。ＴＨｚ電界のピークにおける変化を使用して画像を分析する
ことにより、ＴＨｚ画像は図１０の箱の中身を形成する。光の領域は、最も高い
ＴＨｚ透過の領域に対応している。クモは、その脚の１本（右上部）における切
断が解像できるように精巧な詳細を有して明確に解像されている。また、図１０
において示される画像の密な調査により、クモの内側のある弱い内部構造を表し
ている。

【００８４】 医療の応用へのかなりの関心により、人間の被験者に関する非侵入的な方法を
使用して、血液の特性を測定することができる。すなわち、被験者の血液の成分
を評価する「非接触の」体内方法である。したがって、画像形成と、異なる組織
タイプとそれらの成分のそれぞれを突き止めて識別する分光器の能力とを結合す
る技術は、莫大な医学的及び商業的価値がある。また、画像形成の結果について
、血液はＴＨｚ周波数で（部分的に）透過している。乾燥した血液（ブラックプ
ディング）のサンプルが採取され、薄い層がセルロース硝酸フィルムの部分の上
に拡散する。ピークの電界が５５％まで減少しながら、図１１ａのようにサンプ
ル上の単一点での透過が測定される。図１１ｂの周波数領域において、強い吸収
は０．６６ＴＨｚの周りで、１．００ＴＨｚから１．９０ＴＨｚの間で吸収が最
も強いことがわかる。

【００８５】 ＴＨｚの生物学上の応用について考えられている最も重要な物質の１つは、液
体の水である。水は、分子の分極の性質により、赤外及び遠赤外／ＴＨｚ領域に
おいて多くの吸収帯域を有することが知られており、ＴＨｚ技術の応用を制限す
る生物学的サンプルにおける液体の水により、究極的に吸収作用となる場合があ
る。

【００８６】 水の吸収力を測るために、液体の水の薄い層（９０μｍ）が測定される。この
相はセルロース硝酸フィルムの部分の表面上に形成される。サンプル及び参照（
乾燥セルロース硝酸）についての時間領域の結果が図１２ａにおいて示されてお
り、周波数領域の結果が図１２ｂにおいて示されている。時間領域の結果のみか
ら、吸収は血液のサンプルにおいてよりも明らかに強い。周波数領域の結果を考
慮して、吸収は増加周波数で増加することがわかる。２．５ＴＨｚ以上の周波数
でスペクトルの繰り返しは確実性が低く、したがって、周波数範囲０．６ＴＨｚ
から２．５ＴＨｚが調べられるべきである。したがって、生物学的な応用にとっ
て、ＴＨｚ分光器の周波数範囲が、吸収の窓が存在する高い周波数から低い周波
数まで伸びることが重要である。なお、皮膚、血液及び水の厚さを調べるための
ＴＨｚの上記提案された能力は、本発明を使用することができることを提案して
いる。

【００８７】 図１４ａ及び図１４ｂでは、商業的に入手でき、図１３ａの可視波長で明瞭で
ない黒のケースに収容された能動素子を有しているディスクリートトランジスタ
が撮られている。幸いにも、黒のケースは、ＴＨｚに対して部分的に透過するの
で、素子の内部構造を画像形成することができる。図１３ｂにおけるＴＨｚ画像
は、トランジスタの中央の５×６ｍｍ^２の領域にわたる１５０μｍステップを使
用して作られている。そこにはプラスティックのみがあり、ＴＨｚパルスは透過
される。しかしそこには３つのリード線の金属配線があるので、ＴＨｚは透過さ
れない。ＴＨｚ画像の正確さを確認するために、同一のトランジスタが切り開か
れ、図１３ｃの可視写真において記録されているように、同じリード配線が調べ
られる。外部表面以下の鉛の深さに関する付加的な情報は、反射に基づいた画像
形成を使用することにより得ることができる。サンプルの前面へのＴＨｚ光線を
走査することにより、パルスの時間遅延が表面以下の配線距離を与え、強い反射
が金属配線で領域において記録される。

【００８８】 半導体におけるドーピングの分配の簡単な画像は、キャリア密度によりＴＨｚ
の自由キャリアの吸収が近似的に線形に増加するため、透過されるＴＨｚパルス
のピークにおける変化を使用することにより形成することができる。図１４ｂは
、ドープされていないＧａＡｓの２つのストリップと、ｎ型（ｎ〜１×１０^１８ ｃｍ^−３）の２つのストリップとが交互に相並んで配置されている可視画像を示
している。ストリップのそれぞれは、１０×１×０．５ｍｍである。約８×８ｍ
ｍ^２の領域は、２００μｍのステップサイズでＴＨｚを使用して画像形成される
。可視波長で、ＧａＡｓを識別する手段がないが、図１４ａでＴＨｚ画像は吸収
における差を明確に示している。ＴＨｚ電界の最大値は、画素のそれぞれについ
てプロットされる。最も高い透過（画像の底部での）は、ＧａＡｓが存在しない
ところである。ＧａＡｓストリップに対して移動すると、吸収がｎ型ドーピング
において最も強い、異なるドーピングによる吸収による変化がある。また、スト
リップ＃３は、ｎ型ドーピングを介する食刻の境界での吸収におけるステップが
示されている。

【００８９】 図１５ａ及び図１５ｂは、半導体サンプルのＴＨｚデータから得られた周波数
に依存する（モノクロの）画像を示している。電界のピークのプロットに代わり
に、画素のそれぞれについてのパワースペクトルは、高速フーリエ変換及び所与
の選択された周波数でのパワーを使用することによりわかる。図１５ａ及び図１
５ｂは、ｆ＝２．３８ＴＨｚ及びｆ＝８９０ＧＨｚのそれぞれについての画像を
示している。２．７５ＴＨｚで、２つのタイプのＧａＡｓ間の吸収における差が
明確に解像することができ、画像は図１４ａに類似している。しかし、８９０Ｇ
Ｈｚ画像について、ドーピングされてなく、かつサンプルがない領域について、
両者はこの周波数でＧａＡｓにおける吸収がないことを示すグレイの同じ影とし
て表しており、透過における差がない。したがって、複数の異なる周波数での画
像を連続的に見ることは、サンプルについての情報を判定するために使用するこ
とができることを示している。

【００９０】 図１６は、複数の異なる周波数について、ＴＨｚで画像を見るために使用する
ことができる概念的な装置を示している。装置は、その最も基本的な構成におい
て、スクリーン１００３及びノブ１００５を有しているモジュール１００１を含
んでいる。ノブ１００５は、周波数セレクタであり、スクリーン１００３上に示
されている画像の周波数を制御する。

【００９１】 検出システムは、複数の異なる周波数を検出する。表示される画像は、周波数
セレクタ１００５の設定に依存する。この簡単な構成において、周波数セレクタ
１００５は、３つの設定Ａ，Ｂ及びＣを有している。サンプルは３つの共振円を
有している。円のそれぞれが特定の周波数で強く吸収する（影になる）ように、
円のそれぞれの成分は異なる。周波数Ａで、内側の円は、強く吸収する。しかし
、２つの外側の円は吸収しない。したがって、適切に周波数Ａでサンプルを見る
ことにより、外側の２つの円については仮想的に情報がない。周波数セレクタノ
ブ１００５を使用して周波数Ｂにスイッチすると、今度は真ん中の円が強く吸収
するように画像が変化する。しかし、内側の円及び外側の円は、この周波数では
強く吸収しない。画像Ａ及びＢを比較することにより、サンプルの全体の構造に
関する情報を決定することができる。画像Ａを見ること、又は画像Ｂを見ること
よりも、これは遥かに有効である。また、構造の十分なパンクロの画像を見るこ
とよりも複雑さは少ない。

【００９２】 周波数セレクタノブ１００５がＣに設定されると、外側の円が強く吸収し、内
側の２つが強く吸収しなくなるように、周波数が選択される。２つの内側の円の
間の差について現実の情報が確立されていない点で、状況は画像Ａに類似してい
る。

【００９３】 図１７は、ＴＨｚ画像形成システムを示している。システムは３つのメインセ
クション、ジェネレータ３１、画像形成セクション３３及び検出セクション３５
に簡略化することができる。ＴＨｚ放射線は、可視パルスレーザ３７により供給
されるＴＨｚ放射器によりジェネレーティングセクション３１において発生され
る。

【００９４】 ＴＨｚビーム３９は、ジェネレーティングセクションから放射され、画像形成
セクション３３のサンプル４１に向けられる。次いで、ＴＨｚビーム３９は、さ
らなる光学系４５を介して検出セクション３５に向けられる。図１７のシステム
は、近いフィールドでの（near field）画像形成システムの例であり、画像形成
されるサンプルはＴＨｚ源のすぐ背後に配置される。

【００９５】 検出セクションは、可視光及びＡＣポッケル効果を介して検出されたＴＨｚ信
号において転送された情報を読む。可視光は、理想的にはビームスプリッタ４７
を介してレーザ３７から得られる。時間遅延は、時間遅延線３４を介してＴＨｚ
パルスに付加される。システム（たとえば、サンプル４１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３６により制御される。

【００９６】 ＡＣポッケル効果の詳細は、後に図１９を参照して記載される。

【００９７】 図１８は、別の画像形成システムを示している。ここでは、簡単のためにシス
テムの検出部分の詳細は省略されている。これらは、図１９を参照して記載され
る。

【００９８】 ＴＨｚジェネレーションセクションは、ボックス５１内の構成要素により示さ
れる。画像形成システムは、ジェネレーションセクション５１から放射されるた
めに、可視光パルス及びＴＨｚパルスの両者を必要とする。したがって、ある可
視放射がＴＨｚジェネレーションセクション５１から放射することができるよう
に、出力カップラ２３は、可視放射に対して１００％反射であるべきではない。

【００９９】 放射されたＴＨｚビーム５３及びジェネレーションシステムからの可視光５５
は、ビームスプリッタ５７に投射する。このビームスプリッタ５７はＴＨｚビー
ム５３を透過し、可視光ビーム５５をミラー５９に反射する。ミラー５９は、ビ
ーム５５を光遅延線６１に反射する。次いで、遅延されたビーム５５は、ＴＨｚ
検出ユニット６３に入力される。

【０１００】 ＴＨｚビーム５３は、画像形成セクション５２に向けられ、ＴＨｚ画像形成光
学系６７を介してサンプル６５に向けられる。サンプル６５は、全体のサンプル
６５が画像形成されるように、モータが取り付けられたＸ−Ｙ変換ステージ（図
示せず）上に配置されている。（Ｘ−Ｙ面はビーム軸に対して直交している。）
サンプルからの画像形成情報を搬送しているＴＨｚ放射線６９は、ＴＨｚ画像形
成光学系７１を介してＴＨｚ検出システム６３に反射される。

【０１０１】 ＴＨｚ放射線６９と共に可視放射線５５が存在する場合、画像形成及び電子−
光学検出について、単一の窒素除去（nitrogen-purged）ユニットのなかで実行
することができる。

【０１０２】 サンプル６５は、モータが取り付けられたＸ−Ｙ変換ステージ（図示せず）の
上に搭載される。次いで、物体のそれぞれのセクション（画素）が、画像形成さ
れる。技術の空間解像度を向上するために、オフアクシス（off-axis）放物線ミ
ラー、コンデンサコーン及びレンズが使用してもよく、ビームを回折限界点に焦
点合わせすることができる。コンデンサコーンの近いフィールドにサンプルをの
せることにより、回折限界を克服してもよく、約５０μｍの空間解像度を達成し
てもよい。画像形成システムは、画像形成される物体の性質に依存するかかる物
体の有無に関わらず機能することができる。

【０１０３】 図１９は、検出システムの詳細を示している。画像形成情報を搬送しているＴ
Ｈｚビーム６９及び可視光ビーム５５は、ＴＨｚ検出システムに入力される。可
視光ビーム５５は、検出クリスタル７３に投射する参照ビームとしての役割を果
たす。参照ビーム５５は、線形な偏向が与えられており、検出クリスタル７３の
通常軸及び異常軸の両者に沿った成分を有するように、偏向は正しい位置に置か
れる。軸のそれぞれは、クリスタル７３の通常及び異常軸にそれぞれ沿った固有
の屈折率Ｎ_Ｏ及びＮ_Ｅを有する。第２（ＴＨｚ）放射線ビーム６９がない場合に
は、線形な偏向が与えられた参照ビーム５５は、その偏向において無視できる変
化をしながら検出クリスタル７３を透過する。

【０１０４】 出願人は、それを介して偏向が回転される角度Θが無視できるものであること
が明確であることを望んでいる。しかし、線形に偏向が与えられたビームは、わ
ずかに楕円になってしまう。この影響は、可変遅延波平板（variable retardati
on waveplate）、すなわち４分の１波長板８１により補償される。

【０１０５】 放射されたビーム７７は、４分の１波長板８１使用して回転極性ビーム８３に
変換される。次いで、該ビーム８３は、偏向が与えられているビームの２つの直
交する成分を平衡フォトダイオード８５に向けるウォラストンプリズム（Wollas
ton Prism）７９（又は直交する偏向成分を分離するための等価な装置）により
、２つの線形な偏向が与えられたビームに分割される。平衡フォトダイオード信
号は、２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、４分の１波平
板８１を使用して調節される。

【０１０６】 検出器７３が、参照ビームと共に２次ビーム６９を検出した場合（この場合、
ＴＨｚレンジにおける周波数を有するビーム）、それを介して偏向が回転する角
度Θを無視することができる。これは、ＴＨｚ電界が軸ｎ_Ｅ，ｎ_Ｏの1つに沿う
可視（基礎）放射線屈折率を変更するためである。検出器７３が楕円的になった
後、これは可視フィールドになる。プリズム７９により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。

【０１０７】 参照ビーム５５及びＴＨｚビーム６９は、クリスタル７３を透過する時に同相
を続けるべきである。さもなければ、偏向回転Θがあいまいになる。したがって
、検出クリスタル７３は、完全な信号を作るための位相整合手段を有する。

【０１０８】 図２０において示される全ての項目は、３６インチ毎の寸法の光学的パン切り
台（bread board）の上に設けられている。必要とされる外部ユニットは、ダイ
オードレーザのための電力供給と、ジェネレーションセクション５１のための冷
却ユニットである。画像形成セクション９１は、ｘ−ｙ面において、すなわちＴ
Ｈｚ放射線の投射ビームに対して垂直な２つの直交する軸に沿って可動な、モー
タが取り付けられたステージを有していない。

【０１０９】 画像形成セクション９１は、２つのミラーＭ１１及びＭ１２を有している。Ｍ
１２は、ＴＨｚビーム５３をサンプル６５に向ける。ミラーＭ１１は、サンプル
６５を透過するＴＨｚ放射線を検出クリスタル７３に反射するために位置合わせ
される。ミラーＭ１１及びＭ１２は、オフアクシス放物線（ＯＡＰ）ミラーであ
る。投射及び反射ビーム間の位相差がミラーの全ての点で同じであるように、か
かるミラーは構成されている。オフアクシス放物線表面になるパラメータは、ミ
ラーの焦点距離により特徴付けられる。

【０１１０】 また、光遅延セクション９３が示されている。ジェネレーティングセクション
から放射される可視光ビームは、ビームスプリッタ５７により遅延セクション９
３に反射される。遅延セクション９３は、ビーム軸に沿って可動なコーナチュー
ブミラーＭ９を有している。ビームは、ミラーＭ８を介してコーナチューブミラ
ーに向けられている。ビームは、コーナチューブミラーＭ９からミラーＭ１０に
反射される。コーナチューブミラーＭ９は、数１０Ｈｚの振動周波数でビーム方
向に沿って前後に振動される。これが、可視光の経路長を要求されるように増加
、又は減少する。クラークＯＤＬ−１５０システムがミラーを駆動するために使
用されてもよく、１５０ｐｓの遅延が可能である。次いで、放射されたビームは
、ミラーＭ１１で放射されたＴＨｚビームと結合される。代替的に、ＴＨｚ及び
可視ビームは、たとえば、薄膜ビームスプリッタのようなビームスプリッタを使
用して互いに線形に結合されてもよい。かかる装置は、Ｍ１１の前又は後ろに配
置され、Ｍ１１における穴についての必要条件を除去する。

【０１１１】 図２１は、図２０の画像形成セクション９１に関するバリエーションを示して
いる。ＴＨｚビーム５３が移動する伸張されたパス経路は、水蒸気を除去するた
めに窒素で洗浄され、これにより画像の品質が向上される。

【０１１２】 ＴＨｚレンジにおける長波長に関連する回折効果により、ＴＨｚビーム５３の
横断面及び画像形成の応用は十分に大きくなく、明瞭な平行として扱われる場合
がある。回折効果は、放射線がスカラ領域の分散により表すことができるように
近軸である場合、ガウシャンビームモード光学系及び光学技術を使用することが
できる。システムデザインについての簡単なケースは、基礎モードがビームプロ
ファイルを支配することを仮定していることである。ガウシャンモード光学系、
典型的なＴＨｚ放射線に適用される設計、及びシステム（フーリエ変換マシン、
遠赤外レーザ又はガンダイオードにおいて生成される）を使用することは、ＴＨ
ｚ画像形成システムに適用することができ、重要である。

【０１１３】 良好な画像の品質を得るためにＴＨｚ画像形成システムを構築する時、多くの
設計ルール及び指針が従われるべきである。レンズ等の光学系を透過するために
、焦点距離に対するレンズの薄さの割合、及び焦点距離に対する直径の割合が０
．２よりも小さくなることを保証することにより、幾何学的損失が最小に維持さ
れる。この割合が満足された場合、レンズにおける損失は主として吸収と反射に
よる。この場合において、材料の選択は重要である。

【０１１４】 パルスによるシステムにおいて生じる必要条件は、パルス幅が広くなることが
生じないように、材料にとって非分散となる必要性である。これらの必要条件が
与えられる場合、高密度ポリエチレン（ＤＨＰＥ）、ポリテトラフルオレチレン
（ＰＴＦＥ）、高抵抗性シリコン及びＰＴＸが最善の材料のいくつかであり、旋
盤において仕上げることができる。ＴＨｚ周波数で低吸収と低分散とを結合した
材料は、その形状がレンズのために適切に製作されている場合、透過光学系の製
作についての良い候補である。レンズにおける反射の損失は、ＴＨｚ周波数で高
く周波数に依存する傾向がある。それゆえ、パルス幅にわたる全ての周波数が同
じ反射（及び吸収）損失を受けることを保証するために、レンズ設計において注
意を要する。

【０１１５】 理想的には、（ｉ）周波数に依存する反射損失及び誘電体（たとえば、空気−
レンズ）インタフェースでの振幅パターン歪み、（ｉｉ）周波数に依存する吸収
損失、（ｉｉｉ）回折効果及びある角度でレンズ表面に関してパワー低下するこ
とによる領域分散への歪み、を含む透過光学系に関連した多くの損失を最小にす
るために、可能であれば透過光学系に替えて反射光学系（ミラー）が使用される
。

【０１１６】 画像形成（及びガウシャンモードビーム光学系に限ってではない）に重要な付
加的な特性は、それらの焦点距離の総和により２つのミラーが分離される場合、
２次ミラーからの反射の後、光軸に関するビームウェスト（通常の光軸に対する
平面における最小ビーム直径）が周波数に依存しないことである。そこに提供さ
れた鎖における最後のミラー（焦点要素）が鎖における偶数番号の焦点要素であ
ることは真実である。これは、パルスが広い範囲の周波数成分からなる時、ＴＨ
ｚ画像形成にとって大きな利点を提供する。様々な（ｘ，ｙ）点及びパルスにお
ける全てのＴＨｚ周波数で画像が記録される一方で、光軸に関して固定された位
置での物体を維持することが望まれる。ＴＨｚパルスのスペクトル範囲（帯域幅
）が中間の赤外、高周波数にまでも増加する時、これは特に重要なＴＨｚ画像形
成である。

【０１１７】 図２１におけるシステムは、ＴＨｚ周波数レンジ（たとえば、３００ＧＨｚで
、直径＝２ｍｍ）におけるサンプルで１〜２ｍｍの１/ｅ直径（ビームにおける
基礎ガウシャンモードについて）のビームを作る。図２１のシステムにおいて、
図２０の２つのミラーと対照に、６つのミラー及び２つのレンズが使用される。
図２１におけるビームの方向は図２０における方向とは逆にされる。画像形成セ
クションにおいて、ビームは、第１ＯＡＰミラー１０１で最初に反射され、第２
ＯＡＰミラー１０３、及び第３ＯＡＰミラー１０５に向かう。第２及び第３ＯＡ
Ｐミラー１０３，１０５は、焦点距離２５０ｎｍをそれぞれ有している。これら
は、５００ｎｍで離されている。

【０１１８】 ビームは第３ＯＡＰミラー１０５から焦点距離１０ｍｍ及び直径１０ｍｍを有
するピアノ−凸面レンズ１０７に反射される。第３ＯＡＰミラー１０５は、ピア
ノ−凸面レンズ１０７と２６０ｎｍ離れている（すなわち、それらの焦点距離の
総和）。レンズ１０７は、ポリエチレン又は高抵抗性Ｓｉからなっている。レン
ズ１０７は、その上にサンプルが載せられるモータが取り付けられたステージ（
図示せず）から１０ｍｍ離れて配置されている。ビームは、偶数個の焦点光学系
、及びそれらの焦点距離の総和により全て空間的に離されるミラー（１０１，１
０３及び１０７）を介して横切る。このことから、サンプルでのビームのウェス
トは、周波数に独立である。ここで、ビームの直径は、約３００ＧＨｚ（０．３
０ＴＨｚ）の周波数レンジにおいて独立で、２ｍｍであるように選択される。

【０１１９】 一旦、ビームがサンプル６５を透過すると、透過されたＴＨｚ放射線は第２ピ
アノ凸面レンズ１１１に収まる。ピアノ凸面レンズ１０７及び１１１は、光学特
性において同一である。レンズ１１１は、第４ＯＡＰミラー１１３にＴＨｚ放射
線を焦点する。第４ＯＡＰミラー１１３は、焦点距離２５０ｍｍを有し、ＴＨｚ
ビームを第５ＯＡＰミラー１１５に反射する。また、第５ＯＡＰミラー１１５は
、焦点距離２５０ｍｍを有し、第４ＯＡＰミラー１１３から５００ｍｍ離れてい
る（すなわち、第４及び第５ＯＡＰミラーの焦点距離の総和）。

【０１２０】 ビームは、第５ＯＡＰミラー１１５から第６ＯＡＰミラーに反射される。第６
ＯＡＰミラーは、焦点距離３０ｍｍを有し、第５ＯＡＰミラーから２８０ｍｍ離
れて位置される（すなわち、第５及び第６ＯＡＰミラーの焦点距離の総和）。

【０１２１】 第６ＯＡＰミラー１１７には、穴１１９が設けられている。可視光ビーム５５
はこの穴を透過し、検出のためにＴＨｚビーム６９と結合する。

【０１２２】 空間解像度のさらなる改善は、コンデンサコーン（高度に内側が研磨され、電
気メッキ及び／又は金／銀蒸着コーティングされた黄銅又は銅からなる）を、図
２２において示されるように画像形成されるサンプルに隣接して挿入することに
より達成される場合がある。図２２では、コンデンサコーン１２１及び１２３は
、サンプル１２５とピアノ凸面レンズ１２７及び１２９の間のサンプルのいずれ
かの側にそれぞれ位置される。ピアノ凸面レンズは、図２１を参照して記載され
たものと同じである。該レンズは、焦点距離１０ｍｍを有し、コンデンサコーン
１２１及び１２３から１０ｍｍ離れて配置される。コーンは、典型的な２ｍｍの
入口の開口を有し、５０〜１００μｍの間の出口の開口を有している。

【０１２３】 回折限界のスポットサイズよりも小さいサンプルでのＴＨｚスポットサイズを
実現するために、近いフィールドの画像形成技術が使用されてもよいように、サ
ンプル１２５は、コンデンサコーン１２１の出口の開口の数波長、たとえば約１
００μｍ内に典型的に配置される。

【０１２４】 本設計の別の利点は、パルスにおける全ての周波数がコンデンサコーンに適合
するように、ビームウェストサイズが、入口の開口で周波数に依存しないことで
ある。

【０１２５】 ピアノ凸面レンズ１２７，１２９、コンデンサコーン１２３，１２１及びサン
プル１２５は、ＯＡＰミラー１３１，１３３の間に配置される。ミラー１３１，
１３３は、焦点距離２５０ｍｍを有し、ＴＨｚビーム５３はＯＡＰミラー１３１
からビーム１５３をコンデンサコーン１２１に焦点合わせするピアノ凸面レンズ
１２７に反射される。ビーム５３は、コンデンサコーンの最も広い開口から入り
、最も狭い開口からサンプルに出る。ビーム５３は、一旦サンプル１２５を透過
すると、コンデンサコーンに入り、その最も狭い開口を通してピアノ凸面レンズ
１２９に出る。次いで、ビームはＯＡＰミラー１３３から検出クリスタル７３に
反射される。ＯＡＰミラー１３３は、穴１３５を有している。ジェネレータから
の可視光は、ミラー１３３でＴＨｚビーム６９と結合される。なお、図７におけ
る光学系構成は、図２１におけるように、多数の他のミラーで使用することもで
きる。しかし、ミラー１３３及び１３１については、様々な異なる焦点距離が可
能である。

【０１２６】 また、ここで使用されるコンデンサコーンの構成は、既に解明されているよう
に、ビームサイズ及びミラー配置に対する類似の指針を使用して、図２１のシス
テムに容易に挿入することができる。

【０１２７】 なお、オフアクシス放物線ミラーを２つだけ利用する図２３におけるような簡
易な結合システムが可能である。これらはビームの経路長を減少し、ビーム経路
における水蒸気又は他の吸収ガスによる損失を最小にする。しかしながら、周波
数に依存しないビームウェストを同時に作るために、及び／又は高い空間解像度
を実現するために、透過光学系は必要である。

【０１２８】 図２３において、ＴＨｚビーム５３は、ＯＡＰミラー１４１からサンプル１４
３に反射される。ＯＡＰミラー１４１の焦点距離は３０ｍｍであり、サンプル１
４３はＯＡＰミラー１４１から３０ｍｍ離れて配置される。付加的に、図２２に
おいて記載されたようなレンズ、コンデンサコーン等の光学的構成要素がミラー
１４１及びサンプル１４３の間に付加されてもよい。

【０１２９】 ビーム５３が、サンプル１４３を一旦透過すると、画像形成情報で符号化され
、ビーム６９として言及される。ビーム６９は、ＯＡＰミラー１４５から検出ク
リスタルに反射される。ＯＡＰミラーには穴１４７が設けられており、該穴１４
７により可視ビーム５５は、検出のためにＴＨｚビーム６９と結合することがで
きる。

【０１３０】 図２４は、画像形成システムのさらなる例を示している。これらの構成要素の
詳細は、ここでは繰り返されない。図２４において、図２０の遅延セクションは
、回折格子対、又は５０ｆｓから約２０ｐｓにその時間幅を伸ばして、可視パル
スをチャープする光ファイバ１５１と置き換えられる。可視パルスの異なる波長
の成分は、異なる時間で検出クリスタル７３を介して移動する。

【０１３１】 回折格子のスペクトルメータ１５３は、波長を空間的に分散するために使用さ
れ、ＣＣＤカメラ１５５が空間的な分散を記録するために使用される時、Ｘ方向
（たとえば）における画素のそれぞれは、異なる波長、したがって異なる時間に
対応する。これは、ＣＣＤ１５５の上のＸ方向における画素の所定の行が、量が
変化することによるパルスの間、異なる時間で検出クリスタル７３を共に伝播し
、可視光の偏向を回転するＴＨｚビームの時間的な状態を効果的に示しているこ
とになる。したがって、画像形成されている物体を介した透過は、ＣＣＤアレイ
における１方向に沿った時間の関数としてプロットされる。このことから、参照
ビーム５５の偏向の回転は、検出クリスタル７３のいずれか一方の側に配置され
た干渉偏波器（crossed polarises）１６１，１６３により測定される。

【０１３２】 次いで、画像形成される物体は、２次元ＴＨｚ画像を形成するための通常のや
り方で移動ステージ上のｙ方向において進められる。代替的に、プローブビーム
が、円筒状のレンズによりサンプル上のラインへ焦点合わせされる場合、ＣＣＤ
のｙ方向に沿った画素により、サンプルのｙ軸に沿ったＴＨｚ透過を測定するこ
とができる。すなわち、ＣＣＤのｙ画素は、ｙにおいて移動している移動ステー
ジに戻すことなくｙ方向における物体を画像形成するために使用される場合があ
る。次いで、より高い信号対雑音比を奏するためのこの内側空洞設計として、十
分なＴＨｚパワーが利用可能であれば、ｘにおいて移動ステージを進めることに
より、全画像が完成される。これらの（ＣＣＤのｙ軸に沿った時間遅延、及び機
械的な移動なしでのｙ画像情報を測定するための）能力の両者により、より迅速
な取得時間となる。よりコンパクトなシステムのためのより迅速なデータ取得及
び潜在的な安価であることが結果となる。

【０１３３】 このシステムの主な利点は、移動ステージのような移動部材がないためによる
高速なデータ取得である。このシステムは、ａ）物体のｙ方向に沿った画像形成
、及びｂ）時間遅延の製作がＣＣＤカメラのスピードのみにより制限されて非常
に高速であることと、画像形成に関する十分な信号対雑音比（ＳＮＲ）を得るた
めに、カメラからの多くのフレームを平均する必要性とが限定されて、時間領域
でのサンプルが非常に高速、の両者を利用している。後者は、この技術の応用、
しかるに実時間の画像形成の実現を限定する主なメカニズムである。全プローブ
パワーの半分と同じ強さ４分の１波長板が背景光をＣＣＤに導入するために、低
いＳＮＲは、図５において概説された平衡フォトダイオード検出スキームがもは
や使用することができない事実から離れることになる。ＣＣＤカメラが使用され
る場合、このシナリオにおける小信号検出は、光子ショット雑音により圧倒され
る。カメラに関する「周囲の」光レベルを減少するために、干渉偏波器が使用さ
れ、ＣＣＤへの信号はＴＨｚ電界がなければゼロに落ちる。かかる検出システム
は、ＣＣＤについて最適であるが、特に、ロックイン（lock-in）検出が後者の
ケースで使用される場合には、図５におけるシステムと同じ高い信号対雑音比を
なお提供しない。

【０１３４】 ＳＮＲ問題を克服するために、より大きなＴＨｚ電界となる、ＴＨｚパルスを
非線形的に発生する光学系ピークパワーを底上げするために、再生増幅器（図示
せず）が使用される。しかし、かかるパワーは、多くの欠点に苦しむ。再生増幅
器は、極端に高価（〜£１００Ｋ）で、大きくなる傾向があり、かさが大きい。
また、増幅器を駆動するための第２ポンプレーザが必要とされる。最後に、かか
るシステムは、低い繰り返しレートで動作し、平均電力が比較的減少する。ここ
で設計される輝かしい中空ソースは、これらの欠点の全てを克服する。したがっ
て、中空設計は、いわゆる「ＴＨｚ動画」と呼ばれるビデオフレームレート（〜
３８フレーム／秒）でＴＨｚ画像を実現するための十分な高い信号対雑音比で十
分な迅速なデータ取得により、ＴＨｚ画像形成システムの実現に進む大きなステ
ップとなりえる。

【０１３５】 図２５は、図２４の画像形成システムの更なる例を示している。図２５におい
て、（図２４の）モータが組み込まれたステージは冗長である。代わりに、ＣＣ
Ｄカメラ１５５の画像形成領域は、検出クリスタル７３の画像形成領域に整合さ
れている。この領域は、典型的に数ｍｍ^２である。ＴＨｚビーム及びＣＣＤカメ
ラにおける全ての画素を理想的に満たすよりも、参照ビームがより大きな横断面
領域を有するように、参照ビーム５５は、光学系１７０（望遠鏡又は類似の光学
系）により伸張される。（ｘ−ｙ平面におけるサンプル６５を介して透過された
ＴＨｚパワーに比例して）ｘ−ｙ平面における参照ビームの回転された偏向の分
散は、ＣＣＤカメラの画素に転送され、ＣＣＤ又はコンピュータスクリーン（図
示せず）上に現れている物体の画像は、ＣＣＤカメラ１５５の出力に結び付けら
れる。このシステムにおける時間遅延は、光遅延線（図２０を参照して記載され
たように）により作られる。これは、システムの単に機械的な移動部材である。

【０１３６】 図２６は、乳がん検出のための画像形成システムを示している。

【０１３７】 マンモグラフィに適用されてきている典型的な画像形成システムは、１）Ｘ線
カメラ，Ｘ線ＣＴ画像形成、２）超音波エコー画像形成、及び３）ＭＲＩ、を含
んでいる。

【０１３８】 １）Ｘ線カメラ及びＸ線ＣＴ画像形成は、病気にかかった又は異常な、組織又
は身体部分の検出における高い成功という一般的な利点を有する。しかし、Ｘ線
は、異なる軟らかい組織と軟らかい組織における異常さとの間の高いコントラス
ト及び高い感度を得ることができないという欠点を有する。主要な構成成分が脂
肪である胸部においてこれは等に重要である。特に、乳がんによる胸部における
異常は、所望よりもＸ線マンモグラフィにおいて良好なコントランストを有さな
い。また、Ｘ線カメラ及びＸ線ＣＴ画像形成は、十分な露光が与えられた人体に
おいてイオン化による副反応が生じる場合があるという履歴的な欠点を有する。

【０１３９】 ２）超音波スキャンにおいて、脂肪質の組織について、画質は集中的に劣化す
る。ここでは、筋肉及び肝臓の場合（それぞれ１５６８ｍ／ｓｅｃ及び１５７０
ｍ／ｓｅｃ）よりも、音速が比較的遅い（１４７６ｍ／ｓｅｃ）。３）ＭＲＩに
おいて、脂肪の化学的シフト（Ｈ_２Ｏのプロトン信号から約３．３ｐｐｍ）によ
る異種の共振信号により、画像は劣化する。胸部画像の場合、肥満に帰する信号
を抑制することにより画像を測定するために、たとえば１〜２ｐｐｍの非常に一
様な磁界が必要である。しかし、空気と有機体の間の異なる磁化、及び複雑な胸
部の内部構造のために胸部においてかかる一様な磁界を得ることは全く難しい。

【０１４０】 テラヘルツ放射線を使用したマンモグラフィにおいて ２つのＴＨｚ透過性の平板（これは、高品質なｚ方向に切断した（z-cut）石
英、又は高抵抗性Ｓｉ、ＧａＡｓ、ＺｎＳｅ及びＺｎＴｅ等の半導体材料、又は
ポリエチレン、ポリプロピレン、ＰＭＭＡ及びポリアクリロニトリル、ＴＰＸ等
の高分子を含む、テラヘルツパルスを透過する金属からなる。）により胸部が挟
まれる。胸部は、できるだけ薄くなるようにプレスされる。５０ＧＨｚから８４
ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するＴＨｚ放射線は、プレスされた
胸部の表面に照射され、胸部は上部、下部又は側部から照射される。

【０１４１】 胸部を通して入り込むＴＨｚ放射線は、ＴＨｚ検出器により検出され、自由空
間電子−光学的サンプリング、光導電的サンプリング又は他の技術を使用して、
電子−光学的に記録される。

【０１４２】 ＴＨｚ放射線は、典型的には１又は２ｍｍよりも小さい空間解像度のある適切
なレベルにおいて、プレスされた胸部の２次元画像を生成するために２次元的に
収集される。胸部へ投射したＴＨｚビームを走査することにより、２次元データ
を収集することができる。上記１１頁及び１２頁上で説明したコントラストメカ
ニズムの１つ又は結合を使用することにより、胸部の２次元画像を構築すること
ができる。加えて、ＴＨｚマンモグラフィの他の具体例により、胸部の表面及び
内部から反射又は散乱されたＴＨｚ放射線に基づくＴＨｚ画像を構築することが
できる。

【０１４３】 ＴＨｚマンモグラフィの有用性は、脂肪のような軟らかい組織は、他の組織タ
イプに比べてＴＨｚ放射線に対して比較的透過性がある事実から離れることをく
い止める。さらに、脂肪は、他の組織タイプと比較して、ＴＨｚレンジにおいて
顕著な異なるスペクトルを有する。上述したように、胸部は、集中された脂肪を
含んでおり、この脂肪は典型的なＸ線、超音波及びＭＲＩ画像形成技術が高い感
度のコントラストで乳がんを見分ける妨げとなる。ＴＨｚ放射線は、脂肪質の部
分に容易に入り込むことができる。また、乳がんは、ライン堆積（line deposit
、カルシウム炭酸塩がガン領域の周りに堆積される）もたらすことがあることが
知られており、特異な吸収のため、及び該領域からの水の排除のため、ラインに
よりＴＨｚ吸収又は反射が変化する。また、ＴＨｚ周波数領域の画像形成は、時
間に関する特異な吸収又は反射特性の存在のため、ライン領域と容易に区別する
ことができる。

【０１４４】 図２６は、乳がん検出のための画像形成システムを示している。ＴＨｚ画像形
成ビーム５０１は、上記記載と同じやり方により、可視光５０５でジェネレータ
クリスタル５０３を照射することにより発生される。（光学的非線形クリスタル
（上述したように）を代わりに使用することにより、多くの発生技術を使用する
ことができる。たとえば、表面電界効果又は電流サージ技術）次いで、ＴＨｚ放
射線は、オフアクシス放物線ミラー５０７から出力ポート５０９に反射される。
次いで、ＴＨｚ放射線５０１は、サンプルに向けられる。画像形成情報を転送し
ている放射線は、入力ポート５１１を介して検出システムに与えられる。画像形
成情報５１３を転送している放射線は、オフアクシス放物線ミラー５１７を使用
して、参照ビーム５１５と結合される。検出メカニズムは、図１９への参照にお
ける詳細において記載されたＡＣポッケル効果を使用する。

【０１４５】 図２７は、図２６のシステムに関する更なるバリエーションを示している。し
かし、ＡＣポッケル効果に基づく検出メカニズムの代わりに、ＣＣＤカメラ５２
１が使用される。画像形成情報を抽出するために、ＴＨｚビームが好適なスポッ
トに焦点が合わされる必要がないため、ＣＣＤカメラは有利である。検出のため
のＴＨｚビームの焦点合わせにより、画像形成情報がある状況下で失われてしま
う。ＣＣＤカメラの別の大きな利点は、以下に記載するステッパモータを移動す
ることなく、取得時間の減少をもたらして、物体（たとえば胸部）のより大きな
部分を画像形成することができることである。

【０１４６】 図２８は、図２６及び図２７の発生及び検出システムを使用することができる
胸部スクリーニング装置の概念である。出力ポート５０９及び入力ポート５１１
が示されている。これらのポートは、図２６及び図２７の出力及び入力ポートに
対応する。画像形成放射線５０１は、平板５２３からサンプル５２５に反射され
る。放射線は、ベース平板５２７を透過して、次いで、入力ポート５１１に反射
される。ジェネレータ５３１及び検出器５３３は、可動なプラットフォーム５３
５内に位置される。スキャニング手段５３７は、プラットフォーム５３５を移動
することができ、サンプル全体が照射されて、画像形成されるように設けられて
いる。

【０１４７】 図２９は、サンプル受信システムの詳細を示している。図２６において示され
るように、サンプルは平板５２３と平板５２７の間に挟まれている。平板５２３
は、平板５２７に関して移動可能である。サンプルを画像形成するために、平板
５２３は、平板５２７の方に移動される。サンプル受信領域は、透過測定のため
に設計される。

【０１４８】 図３０は、前の図において示されている結合光学系の更なるバリエーションを
示している。ここで、ビームをサンプル５２５に焦点合わせするために、ポリエ
チレン又は抵抗性のあるＳｉ平板又は凸面レンズ５６１及び５６３が使用される
。レンズのタイプの詳細は、図２１及び図２２を参照して上述した記載されてい
る。

【０１４９】 図３１は、結合光学系の更なるバリエーションを示している。ここで、オフア
クシス放物線ミラーは、サンプルのビーム直系が周波数に依存しないように位置
合わせされる。これらの光学系は図２１を参照してより詳細に記載される。

【０１５０】 図３２は、反射されたＴＨｚビーム６０１が入力ポート５１１に向けられるマ
ンモグラフィ装置を示している。

【０１５１】 図３３は、胸部スクリーニングのための反射幾何学的構成を示している。反射
ビームは、入力ポート５１１に向けられる前に、図２１に関して記載されたミラ
ーに類似した構成で配置されたオフアクシス放物線ミラーの組を透過する。

【０１５２】 さらに、出力ポート５０９からの放射線もまた、図２１に関して記載されたミ
ラーに類似した構成で配置されたオフアクシス放物線ミラーを透過する。

【０１５３】 図３４は、図２６のシステムに関する更なるバリエーションを示している。こ
こでは、２つの入力ポート６１１及び６１３がある。透過された放射線、反射さ
れた放射線、又は反射されて透過された情報のいずれかを個別に使用するために
、入力ポートを使用することができる。

【０１５４】 図３５は、２つの入力ポート６１１及び６１３を有する図３４のシステムに関
するバリエーションを示している。両方の入力ポートについての放射線は、分離
検出メカニズムに与えられ、その両者はＣＣＤカメラ６１５及び６１７を備えて
いる。

【０１５５】 図３６は、透過されたＴＨｚ７０１及び反射されたＴＨｚ７０３の両者が収集
される画像形成システムを示している。

【０１５６】 図３７は、骨粗しょう症の検出におけるＴＨｚの使用のためのシステムを示し
ている。

【０１５７】 骨は、骨粗しょう症又は転移ガンのような病気により弱まり、希薄になる。こ
れらのケースにおいて、作用領域における骨の密度及び／又は成分における変化
があり、これが骨をもろく又は弱くしてしまう。骨はＴＨｚを部分的に透過させ
、吸収及び反射係数の両者は、密度及び／又は成分に依存する。１１及び１２頁
の詳細で上述されたようなコントラストメカニズムは、病気にかかった部分のＴ
Ｈｚ画像形成、及び分光器による骨の調査の両者に使用することができる。

【０１５８】 骨粗しょう症により、骨が薄くなる。

【０１５９】 図３７において示される骨粗しょう症の装置は、図２６〜図３６に関して記載
された胸部画像形成装置に類似している。サンプル７０１は、平坦なステージ７
０３上に配置されている。ポリエチレン又は他のＴＨｚ透過性材料の平板７０５
がサンプルを本来の場所に保持するために押さえられる。ＴＨｚは骨に向けられ
、胸部スキャニング装置（図２６〜図３６）を参照して記載されたやり方のいず
れかにおいて収集される。

【０１６０】 図３８ａは、骨の可視光画像を示している。図３８ｂは、骨の対応するＴＨｚ
画像を示している。

【０１６１】 図３９は、歯の可視及びＴＨｚ画像の両方を示している。歯を通してのＴＨｚ
光の時間の分析により、歯の外側のエナメル層を、エナメル及び象牙質が共に存
在する内側の領域から分離することができる。光情報の時間は、歯のエナメル及
び象牙質の厚さ及び質を評価するために使用することができる。歯の内側のＴＨ
ｚ光の吸収の特別の選択は、歯の内側の空洞を識別するために使用することがで
きる。かかる画像は歯髄結石、空洞への生の血流、樹脂ベースの歯の充填を識別
することができる。

【０１６２】 図４０は、血を通して浸透したＴＨｚ画像形成を示している。レンジ（３３０
ＧＨｚから３ＴＨｚ）におけるＴＨｚは、血を通して少なくとも９０ミクロン浸
透することができる。使用されたサンプルは、乾性の値を使用している。しかし
、この技術は、液体の水を浸透するために使用することもできる。この血液測定
についてのデータは、図４０ａにおいて示されている。時間又は周波数領域の情
報のいずれかは、ある領域における増加された血液の流れの識別を可能にし、腫
瘍の存在のある可能性を確立するために使用することができる。

【０１６３】 また、ＴＨｚ画像形成は、皮膚がんの存在を検出するために使用することがで
きる。図４１は、時間領域における検出されたＴＨｚ電界の一部を示している。
これらの軌跡を作るためのサンプルは、健康な人間の皮膚である。皮膚上の異な
る点から３つの軌跡が取られる。軌跡間での公平で良好な再生があることが理解
できる。

【０１６４】 図４２は、ＴＨｚ周波数に対する（時間データのフーリエ変換により得られた
）パワースペクトルのプロットを示している。上部軌跡は、サンプルがない場合
において信号を測定することにより取得された参照軌跡である。これは、サンプ
ルがない場合において取られている。３つの低い部分は、健康な皮膚を通しての
データを示している。図４１について説明したように、３つの軌跡は、サンプル
の異なる部分に対応している。ここには、測定の間で良好な繰返し性がある。

【０１６５】 図４３は、図４２のデータについての参照信号により分割された皮膚を介した
信号の透過のプロットである。

【０１６６】 図４４は、ＴＨｚレンジにおける周波数について、健康的な及び腫瘍の両者の
皮膚について、吸収（すなわち、透過の逆数）のプロットを示している。４つの
上部軌跡は、腫瘍の領域において測定された信号に対応する。下部軌跡は、健康
的な皮膚に対応する。腫瘍の軌跡間に差がある。しかし、腫瘍は健康的な皮膚と
容易に区別することができることを明らかに理解することができる。

【０１６７】 図４５ａは、腫瘍の可視画像を示している。図４５ｂは、同じサンプルでの対
応するＴＨｚ画像を示している。ＴＨｚ画像を得るために、サンプルは複数の画
素の小分けされている。Ｅ−フィールド（すなわち、直接測定されたＴＨｚ信号
の振幅）は、画素のそれぞれでプロットされている。（画像の中央における）腫
瘍の領域は、サンプルの健康的な皮膚又は領域の吸収よりも、はるかに高い吸収
を有する。この画像は、腫瘍の横の範囲を決定するために使用することができる
。

【０１６８】 図４６は、腫瘍のサンプルの更なる画像である。これは、皮膚への腫瘍の密度
及び厚さを決定する、サンプルを通るＴＨｚパルスの経過時間を使用している。
この特別な図において、Ｅ−フィールドの最小値の時間及び位置が画素のそれぞ
れについてプロットされている。

【０１６９】 図４５の直接吸収の画像を図４６の経過時間の画像に結合することにより、腫
瘍の３次元画像を構築することができる。

【０１７０】 上述したように、液体の成分を決定するために、ＴＨｚ周波数を使用すること
ができる。図４７は、よく知られた水分であるOil of Olay（登録商標）、「M」
として言及される商標でない水分及び水について、異なる周波数で測定された吸
収係数を示している。水は、ＴＨｚ領域において放射線を吸収する。したがって
、水の軌跡は、最も高い吸収係数を有し、Ｍは中間の性質を有し、Olayは最も低
い吸収である。図４８は、時間領域におけるＴＨｚフィールド（任意の単位−サ
ンプルの吸収及び透過に密に関連している）のプロットを示している。２．５ピ
コ秒での軌跡の最大値を見ると、純粋なOlayは、最も大きな軌跡を有している。
水は純粋なOlayよりも強く吸収されるので、純水は最も低いフィールドピークを
有している。軌跡は、以下の内容である４つのサンプルである。８０％Olay、２
０％水；６０％Olay、４０％水；４０％Olay、６０％水；及び２０％Olay、８０
％水。より多くの水がOlayに加えられると、混合物のパルスサイズは減少する。

【０１７１】 図４９は、図４８から取られたボリュームによる、Olayのパーセンテージに対
する平均吸収係数のプロットを示している。この平均吸収係数とＭの平均吸収係
数とを比較することにより、Aloe内のOlayのパーセンテージを計算することがで
きる。結論は、Ｍが５５％Olayと４３％水との混合であることである。

【図面の簡単な説明】

【図１】 サンプルの画像形成から得られた典型的なＴＨｚ時間領域データを示す図であ
る。

【図２】 時間領域においてオリジナルに測定されたＴＨｚ軌跡のパワースペクトルであ
る。

【図３】 図３ａは、可視光波長での豚のサンプルの画像を示す図である。図３ｂは、Ｔ
Ｈｚ周波数での図３ａと同じ豚のサンプルの画像を示す図である。

【図４】 図３ｂの画像の異なる画素についての３つのパワースペクトルを示す図である
。

【図５】 吸収係数についてのデータを示す図である。

【図６】 異なるタイプの鳥の組織についての、ＴＨｚ電界データ、時間領域及びパワー
スペクトル周波数領域を示す図である。

【図７】 単一軸上にプロットされた図６のデータから得られたパワースペクトルを示す
図である。

【図８】 金属板における穴にわたり載せられたクモの可視画像を示す図である。

【図９】 図９ａは、開けられている箱におけるクモの可視画像を示す図である。図９ｂ
は、図９ａについて箱が閉じられている画像を示す図である。

【図１０】 図９ｂの箱におけるクモのＴＨｚ画像を示す図である。

【図１１】 血液のサンプルから得られたＴＨｚ電界及びパワースペクトルを示す図である
。

【図１２】 水のサンプルから得られたＴＨｚ電界及びパワースペクトルを示す図である。

【図１３】 図１３ａは、商用のパッケージトランジスタの画像を示す図である。図１３ｂ
は、図１３ａの画像のＴＨｚ画像を示す図である。図１３ｃは、図１３ａのトラ
ンジスタの切り取り画像を示す図である。

【図１４】 図１４ａは、ドープされた又はドープされていないＧａＡｓのＴＨｚ画像を示
す図である。図１４ｂは、可視放射を使用した同じサンプルを示す図である。

【図１５】 図１５ａは、図１３及び図１４の半導体のモノクロ画像を示す図である。図１
５ｂは、図１５ａと同じで異なる周波数のモノクロ画像を示す図である。

【図１６】 本発明の実施の形態による装置の概要を示す図である。

【図１７】 ＴＨｚ画像形成システムの概念図を示す図である。

【図１８】 図１７の画像形成システムのバリエーションを示す図である。

【図１９】 図１８の画像形成システムと使用することができる検出セクションの概念図で
ある。

【図２０】 図１９の検出セクションとの図１８の画像形成システムを示す図である。

【図２１】 図２０の画像形成セクションに関するバリエーションを示す図である。

【図２２】 図２０の画像形成セクションに関するバリエーションを示す図である。

【図２３】 図２０の画像形成セクションに関するバリエーションを示す図である。

【図２４】 画像形成システムのさらなる例を示す図である。

【図２５】 画像形成システムの別の例を示す図である。

【図２６】 乳がんを検出するために構成されるＴＨｚ画像形成システムを示す図である。

【図２７】 図２６の画像形成システムに関するバリエーションを示す図である。

【図２８】 図２６及び／又は図２７の検出システムを使用する胸部スクリーニング装置の
外観図を示す図である。

【図２９】 図２８の胸部スクリーニング装置のサンプル受信領域の詳細を示す図である。

【図３０】 胸部スクリーニング装置の光学系の代替的な構成を示す図である。

【図３１】 胸部スクリーニング装置の別の構成を示す図である。

【図３２】 胸部スクリーニング装置のサンプル受信領域に関するバリエーションを示す図
である。

【図３３】 胸部スクリーニング装置のサンプル受信領域及び光学系に関するさらなるバリ
エーションを示す図である。

【図３４】 胸部スクリーニング装置の光学系に関するさらなるバリエーションを示す図で
ある。

【図３５】 胸部スクリーニング装置の光学系及びサンプル受信領域に関するさらに他のバ
リエーションを示す図である。

【図３６】 胸部スクリーン装置の光学系及びサンプル受信領域に関するさらなるバリエー
ションを示す図である。

【図３７】 骨を調査するための装置を示す図である。

【図３８】 鳥の骨の可視画像及びＴＨｚ画像を示す図である。

【図３９】 歯のＴＨｚ画像及び可視画像を示す図である。

【図４０】 血のかたまりのＴＨｚ画像を示す図である。

【図４１】 健康的な皮膚組織の時間領域におけるＴＨｚ画像を示す図である。

【図４２】 健康的な皮膚のサンプルの周波数領域のデータを示す図である。

【図４３】 サンプルの健康的な皮膚から取られた周波数領域における透過度のプロットを
示す図である。

【図４４】 皮膚の腫瘍の領域及び健康的な皮膚についてのＴＨｚ周波数に対する吸収のプ
ロットを示す図である。

【図４５】 図４５ａは、皮膚の腫瘍の可視画像を示す図である。図４５ｂは、ＴＨｚ放射
線を使用して撮られた対応する画像を示す図である。

【図４６】 さらなる皮膚の腫瘍のＴＨｚ画像を示す図である。

【図４７】 ２つのタイプのモイスチャライザと水分についての吸収係数対周波数のプロッ
トを示す図である。

【図４８】 結果に関して水分の作用を例示するため、時間領域におけるＴＨｚパルスの振
幅のプロットを示す図である。

【図４９】 水分における体積による、モイスチャライザのパーセンテージに対する吸収係
数のプロット示す図である。

───────────────────────────────────────────────────── 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)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ，ＵＧ，ＺＷ )，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ， ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ， ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，Ｃ Ｒ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ， ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，Ｋ Ｚ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ， ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，Ｓ Ｋ，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ダブリュイー，ミルトン・ロード，ケン ブリッジ・サイエンス・パーク 260，テ ラビュー・リミテッド内 Ｆターム(参考） 2G059 AA06 BB12 BB13 BB15 BB16 DD13 EE02 EE05 EE09 EE11 FF02 GG01 HH01 HH02 HH06 JJ07 JJ14 JJ18 JJ19 JJ20 JJ21 JJ22 KK01 KK04 MM01 MM08 MM09

Claims (62)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 サンプルを画像形成する方法であって、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
   ルスによる電磁放射線で画像形成される前記サンプルを照射するステップと、 （ｂ）画像形成される前記サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、
   複数の周波数にわたる画素のそれぞれからの放射線を検出するステップと、 （ｃ）前記パルスによる電磁放射線における前記複数の周波数からの１つの周
   波数又は選択した複数の周波数を使用して、ステップ（ｂ）において検出される
   前記放射線から前記サンプルの前記領域の画像を生成するステップと、 を備える方法。
2. 【請求項２】 画像形成される前記サンプルは、１００ＧＨｚから２０ＴＨ
   ｚまでの範囲における複数の周波数を有するパルスによる電磁放射線で照射され
   る、請求項１記載の方法。
3. 【請求項３】 画像形成される前記サンプルは、５００ＧＨｚから１０ＴＨ
   ｚまでの範囲における複数の周波数を有するパルスによる電磁放射線で照射され
   る、請求項２記載の方法。
4. 【請求項４】 前記入力放射線は前記サンプルを透過する、請求項１乃至３
   のいずれか記載の方法。
5. 【請求項５】 前記入力放射線は前記サンプルから反射される、請求項１乃
   至３記載の方法。
6. 【請求項６】 前記画像は単一周波数から生成される、請求項１乃至５のい
   ずれか記載の方法。
7. 【請求項７】 単一画像は選択された周波数範囲を使用して生成される、請
   求項１乃至５のいずれか記載の方法。
8. 【請求項８】 前記選択された周波数範囲は、前記サンプルを照射する前記
   パルスによる電磁放射線の周波数範囲の３分の１よりも小さい、請求項７記載の
   方法。
9. 【請求項９】 複数の画像は、対応する複数の異なる周波数から生成される
   、請求項１乃至８のいずれか記載の方法。
10. 【請求項１０】 ステップ（ｂ）において、前記放射線は時間領域において
    検出され、周波数に依存するデータを取得するためにフーリエ変換される、請求
    項１乃至９のいずれか記載の方法。
11. 【請求項１１】 前記入力パルスによる放射線の留分は、画像形成される前
    記サンプルの前記領域を照射せず、参照信号として検出される、請求項１乃至１
    ０のいずれか記載の方法。
12. 【請求項１２】 前記方法は、画像形成される前記サンプルの前記領域が前
    記パルスによる電磁放射線の経路にない時に、参照信号を検出するステップをさ
    らに備える、請求項１乃至１０のいずれか記載の方法。
13. 【請求項１３】 ステップ（ｃ）は、前記検出された放射線から周波数に依
    存する画像データを受け、前記サンプルの画像を得るために、画素のそれぞれに
    ついて前記周波数に依存する画像データをプロットするステップを備える、請求
    項１１又は１２記載の方法。
14. 【請求項１４】 ステップ（ｃ）は、ステップ（ｂ）において検出された前
    記放射線についてパワースペクトルを計算し、前記参照信号のパワースペクトル
    を計算するステップをさらに備える、請求項１３記載の方法。
15. 【請求項１５】 前記周波数に依存する画像データは、前記参照信号の前記
    パワースペクトルをステップ（ｂ）において検出された前記放射線の前記パワー
    スペクトルから減じることにより計算される、請求項１４記載の方法。
16. 【請求項１６】 前記周波数に依存する画像データは、ステップ（ｂ）にお
    いて検出された前記放射線の前記パワースペクトルを前記参照信号の前記パワー
    スペクトルで除することにより計算される、請求項１４記載の方法。
17. 【請求項１７】 前記周波数に依存する画像データは、ステップ（ｂ）にお
    いて検出された前記放射線のフーリエ変換と前記参照信号のフーリエ変換とから
    周波数に依存する吸収係数を導出することにより計算される、請求項１３記載の
    方法。
18. 【請求項１８】 前記周波数に依存する画像データは、ステップ（ｂ）にお
    いて検出された前記放射線のフーリエ変換と前記参照信号のフーリエ変換とから
    周波数に依存する屈折率を導出することにより計算される、請求項１３記載の方
    法。
19. 【請求項１９】 前記周波数に依存する画像データは、２つ又は２以上の周
    波数について得られる、請求項１３乃至１８のいずれか記載の方法。
20. 【請求項２０】 前記２つの周波数についての前記周波数に依存する画像デ
    ータは、画素のそれぞれについて加算、減算、乗算又は除算される、請求項１９
    記載の方法。
21. 【請求項２１】 前記周波数に依存する画像データは、周波数の狭い範囲に
    ついて得られ、前記画像データはこの狭い範囲にわたり統合される、請求項１乃
    至２０のいずれか記載の方法。
22. 【請求項２２】 前記周波数に依存する画像データは、前記データを複数の
    バンドに小分けすることにより処理され、バンドのそれぞれは、単一周波数又は
    狭い周波数範囲について前記画像データの大きさの範囲を表し、バンドのそれぞ
    れは、単一の値又は色が割当てられる、請求項１３乃至２１のいずれか記載の方
    法。
23. 【請求項２３】 前記バンドは振幅において等しい幅ではない、請求項２２
    記載の方法。
24. 【請求項２４】 前記画像データは１つ以上の周波数について得られる、請
    求項２２又は２３記載の方法。
25. 【請求項２５】 ２つの周波数についての前記画像データは、所定のルール
    に従って結合される、請求項２４記載の方法。
26. 【請求項２６】 値「０」及び「１」が割当てられる２つのバンドがあり、
    所定のルールはＢＯＯＬＥＡＮ代数的なルールである、請求項２４記載の方法。
27. 【請求項２７】 複数の異なる周波数について、前記方法は、ステップ（ｃ
    ）において生成された画像の系列を表示するステップをさらに備える、請求項１
    乃至２６記載の方法。
28. 【請求項２８】 ステップ（ｃ）において生成される画像は、連続な周波数
    を介して走査可能である、請求項２７記載の方法。
29. 【請求項２９】 ステップ（ｃ）において生成される画像は、複数の離散的
    な周波数を介してステップすることができる、請求項２７記載の方法。
30. 【請求項３０】 サンプルを画像形成する方法は、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
    ルスによる電磁放射線で画像形成される前記サンプルを照射するステップと、 （ｂ）前記サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数に
    わたり画素のそれぞれからの放射線を検出するステップと、 （ｃ）画素のそれぞれについて、ステップ（ｂ）において検出された放射線の
    時間的な位置である最大値と最小値の間の差を計算することにより、ステップ（
    ｂ）において検出された前記放射線から前記サンプルの前記領域の画像を生成す
    るステップと、 を備える方法。
31. 【請求項３１】 画像形成される前記サンプルは、１００ＧＨｚから２０Ｇ
    Ｈｚまでの範囲における複数の周波数を有するパルスによる電磁放射線で照射さ
    れる、請求項３０記載の方法。
32. 【請求項３２】 前記画像は、前記時間的な位置であるメインの最小ピーク
    及び最大ピークの間の差を計算することにより生成される、請求項３１記載の方
    法。
33. 【請求項３３】 ステップ（ｃ）は、前記時間的な位置である前記最大値及
    び最小値の間の差を前記放射線の大きさで乗じるステップをさらに備える、請求
    項３０乃至３２のいずれか記載の方法。
34. 【請求項３４】 前記放射線の前記大きさは、前記検出された放射線の前記
    最小値及び最大値の間の前記差の大きさである、請求項３３記載の方法。
35. 【請求項３５】 前記放射線の前記大きさは、前記検出された放射線の前記
    最小値又は最大値である、請求項３３記載の方法。
36. 【請求項３６】 サンプルを画像形成する方法であって、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
    ルスによる電磁放射線で画像形成される前記サンプルを照射するステップと、 （ｂ）前記サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数に
    わたる画素のそれぞれからの放射線を検出するステップと、 （ｃ）画素のそれぞれについて、ステップ（ｂ）において検出された前記放射
    線の最大値及び最小値の大きさ間の差を計算することにより、ステップ（ｂ）に
    おいて検出された前記放射線から前記サンプルの前記領域の画像を生成するステ
    ップと、 を備える方法。
37. 【請求項３７】 画像形成される前記サンプルは、１００ＧＨｚから２０Ｔ
    Ｈｚまでの範囲における複数の周波数を有するパルスによる電磁放射線で照射さ
    れる、請求項３６記載の方法。
38. 【請求項３８】 前記ピーク最小値及び最大値は、前記メインの最小値及び
    最大値である、請求項３６又は３７記載のサンプルを画像形成する方法。
39. 【請求項３９】 正常と病的な組織の間の前記差を画像形成するように構成
    される、請求項１乃至３８のいずれか記載の画像形成方法。
40. 【請求項４０】 病的な組織と病的でない組織の間の前記差は、異なる及び
    ／又は吸収反射率及び／又は、生体内又は生体外の生体組織に関する生体に照射
    されるＴＨｚ光の分散により判定される、請求項３９記載の方法。
41. 【請求項４１】 画像形成される前記サンプルは人間又は動物である、請求
    項１乃至４０のいずれか記載の方法。
42. 【請求項４２】 前記方法は、画像形成されたサンプルの骨密度における違
    いを区別するために構成される、請求項１乃至４１記載の方法。
43. 【請求項４３】 前記方法は、人間又は動物の歯を備える異なるタイプの組
    織の間を区別するために構成される、請求項１乃至４２記載の方法。
44. 【請求項４４】 前記方法は、乳ガンを画像形成するために構成される、請
    求項１乃至４３記載の方法。
45. 【請求項４５】 サンプルにおけるガンを検出するための方法であって、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
    ルスによる電磁放射線で前記サンプルを照射するステップと、 （ｂ）前記サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数に
    わたり画素のそれぞれからの放射線を検出するステップと、 （ｃ）ステップ（ｂ）において検出された前記放射線から前記サンプルの前記
    領域の画像を生成するステップと、 を備える方法。
46. 【請求項４６】 ステップ（ｃ）は、前記画像を生成するために、画素のそ
    れぞれについて前記サンプルの屈折率をプロットするステップを備える、請求項
    ４５記載の方法。
47. 【請求項４７】 ステップ（ｃ）は、前記画像を生成するために、前記サン
    プルの吸収係数をプロットするステップを備える、請求項４５記載の方法。
48. 【請求項４８】 ステップ（ｃ）は、画素のそれぞれについて、電界の最大
    値又は最小値をプロットするステップを備える、請求項４５記載の方法。
49. 【請求項４９】 ステップ（ｃ）は、画素のそれぞれについて、前記サンプ
    ルを透過するＴＨｚパルスの経過時間をプロットするステップを備える、請求項
    ４５記載の方法。
50. 【請求項５０】 前記方法は、前記サンプルにおける石灰の存在について、
    前記検出された放射線を分析するステップをさらに備える、請求項４５乃至４９
    のいずれか記載の方法。
51. 【請求項５１】 前記方法は、前記サンプルにおける水分の含有量を分析す
    るステップをさらに備える、請求項４５乃至５０のいずれか記載の方法。
52. 【請求項５２】 前記サンプルは人間又は動物の胸部である、請求項４５乃
    至５１のいずれか記載の方法。
53. 【請求項５３】 前記サンプルは人間又は動物の皮膚である、請求項４５乃
    至５１のいずれか記載の方法。
54. 【請求項５４】 前記サンプルの前記領域は、前記サンプルの腫瘍と思われ
    る領域及び健康な領域を備えている、請求項４５乃至５３のいずれか記載の方法
    。
55. 【請求項５５】 サンプルを画像形成する方法であって、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
    ルスによる電磁放射線で前記サンプルを照射するための手段と、 （ｂ）前記サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けするための手段と、 （ｃ）複数の周波数にわたり画素のそれぞれからの放射線を検出するための手
    段と、 （ｄ）前記パルスによる電磁放射線における前記複数の周波数からの１つの周
    波数又は選択した複数の周波数を使用することにより、前記検出された放射線か
    ら前記サンプルの前記領域の画像を生成するための手段と、 を備える画像形成装置。
56. 【請求項５６】 サンプルを画像形成する装置であって、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
    ルスによる電磁放射線で前記サンプルを照射するための手段と、 （ｂ）前記サンプルの領域を２次元の画素領域に小分けするための手段と、 （ｃ）複数の周波数にわたり画素のそれぞれからの放射線を検出するための手
    段と、 （ｄ）画素のそれぞれについて、前記検出された放射線の時間的な位置である
    最大値及び最小値の間の差を計算することにより、前記検出された放射線から前
    記サンプルの前記領域の画像を生成する手段と、 を備える装置。
57. 【請求項５７】 サンプルを画像形成する装置であって、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
    ルスによる電磁放射線で前記サンプルを照射するための手段と、 （ｂ）前記サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けするための手段と、 （ｃ）複数の周波数にわたり画素のそれぞれからの放射線を検出するための手
    段と、 （ｄ）画素のそれぞれについて前記検出された放射線の最大値及び最小値の大
    きさの間の差を計算することにより、前記検出された放射線から前記サンプルの
    前記領域の画像を生成するための手段と、 を備える装置。
58. 【請求項５８】 画像形成される前記サンプルは人間又は動物の胸である、
    請求項５５乃至５７のいずれか記載の装置。
59. 【請求項５９】 画像形成される前記胸を保持するための手段を備える、請
    求項５８記載の装置。
60. 【請求項６０】 前記装置は、前記サンプルを通り抜ける放射パルスの経過
    時間を検出するための手段をさらに備える、請求項５５乃至５９のいずれか記載
    の装置。
61. 【請求項６１】 前記装置は、透過された放射線及び反射された放射線の両
    者を収集するための手段を備える、請求項５５乃至６０のいずれか記載の装置。
62. 【請求項６２】 サンプルにおけるガンを検出するための装置であって、 （ａ）５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有するパ
    ルスによる電磁放射線で前記サンプルを照射する手段と、 （ｂ）前記サンプルの領域を２次元の画素アレイに小分けし、複数の周波数に
    わたり画素のそれぞれからの放射線を検出するための手段と、 （ｃ）ステップ（ｂ）において検出された放射線から前記サンプルの前記領域
    の画像を生成する手段と、 を備える装置。