JP2005504959A - 画像処理装置及び方法 - Google Patents

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Abstract

標本を画像処理する方法で、該方法は：（ａ）２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲の複数の周波数を有する、電磁放射線パルスによって標本を照射する工程；（ｂ）時間領域において、標本から反射された放射線と標本によって透過された放射線とのいずれか又は両方の振幅に関する第１パラメータを判定する工程；（ｃ）時間に対して第１パラメータのデータ群の物理的特徴と一致する第２時間値で第１パラメータの値に対して第１時間値で第１パラメータの値を算定する工程；及び（ｄ）標本の異なった点について工程（ｃ）で算定された値を表すことによって画像を生成する工程；を有する。

Description

【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般に、赤外線（ＩＲ）及びテラヘルツ（ＴＨｚ）周波数領域における放射線によって標本を画像処理する分野に関する。この分野においては、全てのそのような放射線、特に、２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲、更に５０ＧＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲、なお、更に１００ＧＨｚから５０ＴＨｚまでの範囲、は口語的にＴＨｚ放射線と呼ばれる。
【背景技術】
【０００２】
そのような放射線は非イオン化のもので、その結果、特に、医療分野に応用される。医療画像処理においては、放射線は一般に患者から反射されるか、又は、患者を貫いて透過される。
【０００３】
画像処理される標本の成分は周波数に依存する吸収係数及び屈折率を有し、したがって放射線を受ける標本の各成分は検出放射線において自ら特有の特徴を残すものである。したがって、研究者はスペクトル情報から画像を生成するよう複数の周波数を用いて標本を画像処理することを試みた。
【０００４】
計測は、（各周波数成分が解析される）周波数領域手法、と（放射線が、標本によって放射線の経路にもたらされる遅延時間の関数として、解析される）時間領域手法との両方を用いて行われた（時間領域画像処理については、特許文献１参照。）。
【特許文献１】
英国特許第２３４７８３５号明細書
【特許文献２】
英国特許第２３６０１８６号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
時間領域における、画像処理においては、時間領域スペクトルは標本の各画素について取得する。その場合、各画素について表すよう各スペクトルから単一のパラメータを取得する必要がある。そのようなスペクトルから画像を生成しようとする従来の企図においては最高の最大点又は最低の最小点の振幅が用いられた。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明の目的はコントラスト強調画像を生成することを可能にするよう時間領域スペクトルからパラメータを導き出す方法及び装置を設けることにある。当該画像は標本の領域の２次元画像であることもあれば、又、標本を通過する線のプロフィールであることもある。
【０００７】
したがって、第１の特徴においては、本発明は標本を画像処理する方法を設け、該方法は：
（ａ） ２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲の複数の周波数を有する電磁放射線パルスによって標本を照射する工程；
（ｂ） 時間領域において、標本から反射される放射線か、標本によって透過される放射線かの何れか又は両方の、振幅に少なくとも関係する第１パラメータを判定する工程；
（ｃ） 第２時間値が時間的に第１パラメータの物理的特徴と一致するよう、第２時間値での第１パラメータ値に対する第１時間値での第１パラメータ値を算定する工程；及び
（ｄ） 標本の異なる点において、工程（ｃ）で算定された値を表すことによって画像を生成する工程；
を有する。
【０００８】
上記のように、画像は単なる標本を通過するプロフィール若しくは標本の領域の完全な２次元画像又は標本の体積の３次元画像であり得る。
【０００９】
発明者は、本発明の方法が腫瘍、特に、白人における皮膚癌の最も一般的な形態である基底細胞癌（ＢＣＣ）、の程度を識別するのに驚くほど良好な結果をもたらしたことが分かった。ＢＣＣは、めったに転移しないが、局部的な侵襲性を有し得、８０％が頭及び首上に発生し、それらの患者への影響は美容整形的に外傷的障害を与え得る。
【００１０】
第１時間値での第１パラメータの値は第２時間値の第１パラメータの値に対して算定される。第２時間値は、最小点、最大点、ゼロ点、反転点、不連続点などのような、時間についてのデータ群の物理的特徴と一致するよう選択される。
【００１１】
第２時間値は時間について第１パラメータの所定最大点又は最小点に相当することが望ましい。
【００１２】
例えば、第１時間値での第１パラメータの値、すなわち、Ｅ（ｔ１）、は第２時間値での第１パラメータの値、すなわち、Ｅ（ｔ２）、によって除算又は乗算される。その代わりに、これらの２つの値はお互いを加算し得、又はお互いから減算し得る。更に何らかの数値関係も又、実現し得る。
【００１３】
腫瘍、特にＢＣＣ、を画像処理することにおいてＺが：
【００１４】
【数３】
Figure 2005504959
のように、Ｚを表せば、良コントラストを取得し得ることが分かった。
【００１５】
ｔ１が局所最大点若しくは最小点へ昇降する、又は局所最大点若しくは最小点から昇降する時間値の１つとして選択され、ｔ２がこの局所最大点又は最小点に一致するよう選択されることが望ましい。
【００１６】
特に好適な構成においては、第１時間値は局所最小点から昇っている後続する時間値から選択され、ｔ２はその最小点と一致するよう選択される。
【００１７】
画像を構成する場合、対象とする標本の各画素についてＺを取得することが必要である。ｔ２は点から点へ移動し得る第１パラメータの時間領域図の物理的特徴に関係する。例えば、ｔ２は点から点でわずかに変わる最小点と一致し得る。第１時間値ｔ１は時間において固定され得、又は、ｔ１が標本の点から点へｔ２とともに移動するよう、ｔ２から固定時間間隔δｔに位置し得る。
【００１８】
第１時間値は標本内の対象点から受けた信号と一致するよう選択し得る。例えば、標本を、反射配置を用いて計測する場合、第１値は、反射パルスが標本中の対象部分に到達するのに要する時間、例えば、当該標本がＢＣＣ標本の場合、腫瘍から反射されるのに要する時間と一致し得る。ｔ２が反射配置を用いて得られた主最小点と一致するよう選択された場合、δｔはおおよそ、放射線が、標本の表面から腫瘍に伝わり、又該表面に戻ってくるのに要する時間として選択し得る。実際には、標本の組成によって変動するため、ｔ１は実験的に判定される。
【００１９】
コントラストは第１時間値の念入りな選定によって最適化し得るので、該方法は更に、複数の第１時間値についての第１パラメータを判定する工程及び第２時間値での第１パラメータの値に対してこれらの第１パラメータの値を算定する工程を有することが望ましい。該方法はそして更に、当該第１時間値の各々について標本の画像を生成する工程を有する。
【００２０】
したがって、画像の各々を視ることによって、最適な第１時間値を判定し得る。その代わりに、各画像はコンピュータ手段を用いてｔ１の最良値を導き出すようコンピュータによって解析し得る。
【００２１】
ｔ１が単一画像における各点について固定の場合、画像は該固定ｔ１の最良値を見つけることによって最適化し得る。ｔ１が画像における各点についてｔ２から固定時間間隔δｔに位置する場合、画像はδｔの時間間隔の最適値を見つけることによって最適化し得る。
【００２２】
良コントラストは更に、第２時間値が時間領域データ群の物理的特徴に対応するかどうかにかかわらず、第１時間値と第２時間値との間の固定時間間隔の念入りな選択によって取得し得る。したがって、第２特徴において、本発明は標本を画像処理する方法を設け、該方法は：
（ａ） ２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲の複数の周波数を有する、電磁放射線パルスによって標本を照射する工程；
（ｂ） 時間領域において、標本から反射された放射線と標本によって透過された放射線とのいずれか又は両方の振幅に関する第１パラメータを判定する工程；
（ｃ） 第２時間値での第１パラメータの値に対する、第１時間値での第１パラメータの値を算定する工程；及び
（ｄ） 第１時間値と第２時間値との間の時間間隔が画像を生成するのに用いられた点全てについて一定である、標本における異なる点について工程（ｃ）において算定された値を表すことによって画像を生成する工程；
を有する。
【００２３】
第２時間値に対する第１時間値についての第１パラメータ値は第１特徴について説明した如何なる方法を用いても算定し得る。
【００２４】
強調コントラストは２点のみで時間領域信号を計測することによって取得しえるので、画像取得時間は実質的に低減し得る。しかしながら、いくつかの場合においては、第１パラメータを導き出すよう２つを超える時間値についてのデータをなお取得する必要があり得る。
【００２５】
第１パラメータは放射線自体の振幅であり得る。しかしながら、検出振幅は第１パラメータを取得するよう処理されることが望ましい。
【００２６】
硬くない標本を画像処理する場合、放射線を受けるのに平坦な表面が設けられることが望ましい。これは照射される放射線に対して透過的なウィンドウのような部材によって設けられる。標本は更に、平坦な解析面を設けるようこのウィンドウに対して押し付けられる。しかしながら、ウィンドウ自体はそれ自身の問題を引き起こし得る。これは、ウィンドウが、照射放射線が直接入射する表面インタフェースと標本に接する裏面インタフェースとの、２つのインタフェースを有するからである。これらの表面の両方は、放射線を反射して、検出された反射放射線における、少なくとも２つの不必要な信号を引き起こす。更に不必要な影響を及ぼす多重内部反射がウィンドウ内で起こり得るので、少なくとも２つの反射としている。
【００２７】
標本がそのような部材を経由して照射された場合、このいわゆる「基線」信号を取り除く工程が採られる。したがって、工程（ａ）、照射放射線に対して透過的で標本に隣接する部材を通して標本を照射する工程を有する場合、該方法は更に、標本のない状態で部材を照射して反射放射線の振幅を検出することによって基線信号を取得する信号を有することが望ましい。第１パラメータはその場合、部材と標本との両方からの反射放射線の検出振幅から基線信号を減算することによって判定される。
【００２８】
基線信号は時間領域又は周波数領域における検出反射放射線の振幅から減算し得る。周波数領域信号は時間領域信号をフーリエ変換することによって生成される。
【００２９】
更に、又は、その代わりに、標本を、既知の反射率又は透過率を有する基準物体と取替えて、（標本が反射モードにて計測される場合）基準物体から反射された放射線の振幅又は（標本が透過モードにて計測される場合）物体の透過率を計測することによって得られる基準信号を取得することが更に望ましいことがあり得る。第１パラメータは更に、周波数領域において、標本からの放射線の検出振幅を、基準信号で、除算することによって得られる。
【００３０】
基準信号と基線信号との両方が取得された場合、基線信号は標本信号と基準信号との両方から減算されて、基線減算標本信号は更に、基線減算基準信号によって、除算される。この除算は周波数領域において行われる。
【００３１】
基準信号と基線信号とを取り替えることも可能である。例えば、基線信号は標本を、既知の反射率又は透過率を有する物体、例えば、石英ウィンドウと取り替えることによって取得し得、基準信号は標本や基準物体のない状態で取得し得る。
【００３２】
検出放射線の振幅、又は基線信号が減算された及び／若しくは基準信号によって除算された検出放射線の振幅は更にフィルタされる。これは、基線減算されたかもしれない及び／又は基準除算されたかも知れない振幅を、Ｆ（ｔ）が時間極限ｔａ及び時間極限ｔｂ間の積分がゼロの非ゼロ関数で、ｔａとｔｂが反射放射線パルス又は透過放射線パルスの対象部分を包含するよう選択される場合、フィルタ関数Ｆ（ｔ）の複素フーリエ変換によって乗算することによって、取得するのが、更に望ましい。
【００３３】
放射線はパルス形状で標本に対して供給されることを特筆する。パルスは有限長を有する。パルスが自由空間と標本とを通過すると、パルス長は変わり得る。対象パルス部分にわたって積分が行われるよう、ｔａとｔｂを設定することが重要である。
【００３４】
透過の場合を検討すると、標本が自由空間と同様の特性を有する場合、放射線は如何なる遅延なく標本を通過するものである。しかしながら、標本が当該ビームに時間遅延をもたらす場合、ｔａは、この時間遅延の期待値以上の大きさを有する負の値に設定される。ｔｂは一般に、ｔａの正の値に設定される。
【００３５】
同様に、反射中に、ｔａは標本における最深対象点から反射されるパルスによってもたらされたこの時間遅延の期待値以上の大きさを有する負の値に設定される。ｔｂは一般にｔａの正の値に設定される。
【００３６】
一般に、本発明の上記特徴の方法は、放射線が基準ビームを用いて計測され、標本によってもたらされた位相変動を計測するよう、走査遅延線が基準ビーム又は照射ビームの経路に挿入される、上記の装置を用いて行われる。この状況においては、ｔａとｔｂは走査遅延線の負及び正極限となる。これらはパルスの長さに設定されることもあり、又は、更に短い時間範囲に設定されることも考えられる。
【００３７】
機能Ｆ（ｔ）はガウス基底要素を有する。一般に、ｔａとｔｂは０に対して対称で、Ｆ（ｔ）は更にゼロに対して対称であることが望ましい。
【００３８】
当該信号は通常、ディジタル標本化されるので、厳密には積分ではなく総和が実行される。
【００３９】
Ｆ（ｔ）の特に好適な形式が：
【００４０】
【数４】
Figure 2005504959
によって設けられ、α及びβは定数である。
【００４１】
αは実質的にパルス放射線ビームの最短パルス長に実質的に等しく、βは、パルス長よりもずっと長く、一般にパルス長の５倍から１００倍に、設定されることが望ましい。したしながら、これらの値の両方が一般に操作者によって最適化されるものである。
【００４２】
βは、放射線が標本を対象点まで突き抜けるのに要する時間を越えるか、又は同等である場合、Ｆ（ｔ）は：
【００４３】
【数５】
Figure 2005504959
の簡便形式をとり得、その場合、αはビームの最短パルス長に実質的に等しい定数で、Ｔは放射線ビームが標本中の最深対象点まで突き抜けるまでに要する時間に実質的に等しい。
【００４４】
基線減算されて、基準信号によって除算されて、フィルタされた標本信号は、インパルス関数と呼ばれる。第１パラメータはインパルス関数であることが望ましい。
【００４５】
本発明は画像を生成することに関するので、画素でのインパルス関数の実際値は標本の物理パラメータと強い数値関係を有する必要はない。しかしながら、インパルス関数は標本の組成における相違を表すことができることが重要である。
【００４６】
第１時間値は：
（ｉ） ｎが２以上の整数であるよう、当該標本のｎの領域を選定する工程；
（ｉｉ） ｎ番目のスペクトルが、遅延時間と共に変動するので、ｎ番目の領域全体で第２パラメータの平均をとってこの平均値を表す、標本から反射された放射線及び／又は標本によって透過された放射線の、振幅に、少なくとも関係する第２パラメータのｎの時間領域スペクトルを生成する工程；及び
（ｉｉｉ） 工程（ｉｉ）において導き出されたｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって第１時間値を判定する工程；
によって判定され得る。
【００４７】
各スペクトルは、スペクトルを比較する前に、時間について第２パラメータの物理的特徴と一致する時間値での第２パラメータ値に正規化されることが望ましい。第２パラメータのスペクトルの物理的特徴は、最小点、最大点、変曲点、などであり得る。第２時間値を識別するよう、同様の物理的特徴が選択されるのが望ましい。
【００４８】
スペクトルは少なくとも２つのスペクトルに代数的演算を実施することによって比較し得る。例えば、スペクトルはお互いによって除算し得、お互いから減算し得る。
【００４９】
選択領域は標本の線又は部分である。それらは連続線若しくは部分、又は不連続線若しくは部分であり得る。当該領域は同様の大きさであることがあれば、異なった大きさであることもあり、如何なる画素数をも有し得る。
【００５０】
当該領域は、標本から反射された反射振幅及び／又は標本によって透過された反射振幅に少なくとも関係する予備画像処理パラメータを表すことによって標本の部分の予備画像を最初に生成することによって選定されることが望ましい。
【００５１】
予備画像処理パラメータは、標本の画像を生成するのに用い得る如何なるパラメータ、例えば、最小点、最大点又は変曲点、などでの第１パラメータ及び／又は第２パラメータの値であり得る。その代わりに、任意の時間値、又は当該標本、若しくは同様の標本においてコントラストを表すのに以前用いられた時間値での、第１パラメータか第２パラメータの値であり得る。
【００５２】
最も簡単な場合においては、２つの部分のみが選定される。しかしながら、当該方法は更に３以上の異なった領域間のコントラストを最適化するのに用い得る。これを実現するよう、３つの領域が選択され、該３つの選択領域間で予備画像処理パラメータの値が異なり、第１時間値は３つのスペクトル間に差異がある領域と一致するよう選択される。
【００５３】
第１パラメータ及び第２パラメータは同様でも異なっていてもよい。第２パラメータは第１パラメータに関して上記に説明した如何なるパラメータからも選択し得ることが望ましい。
【００５４】
標本の領域は任意に選択されることもあれば、その代わりに、いくらかのコントラストが既に見られる、標本の領域が選択されることもある。この例では、ｎ領域が、各領域内の予備画像処理パラメータのレベルが実質的に一定であって、予備画像処理パラメータのレベルが少なくとも２つの領域の間で異なるよう、選択される。
【００５５】
当該予備画像処理パラメータにおいては約３０％の標準偏差が選択領域内で認められることが望ましく、２０％がより望ましく、１０％が更に望ましい。
【００５６】
当該部分は手作業によって任意に選定し得る。その代わりに、部分選定は自動化し得る。例えば、処理器は任意又は順次に、ｎの領域を選定して、更に時間値を最適化するようこれらの領域からのスペクトルを比較するのに用い得る。処理器は予備画像処理パラメータが、上記のように各領域内で実質的に一定であるように、各部分を選定するよう構成されることが望ましい。処理器は更に上記基準内に入る領域を選定するよう選定領域の大きさを変化させるよう構成され得る。
【００５７】
更に、第１時間値を導き出す上記方法とともに用いられることが有益である方法がある（特許文献２参照）。したがって、第３の特徴においては、本発明は標本を画像処理する方法を設け、該方法は：
（ａ） ２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲の複数の周波数を有する、電磁放射線パルスによって標本を照射する工程；
（ｂ） 時間領域において、標本から反射された放射線と標本によって透過された放射線と何れか又は両方の振幅に少なくとも関係する第１パラメータを判定する工程；及び
（ｃ） 第１時間値で第１パラメータの値を表すことによって標本の画像を生成し、当該第１時間値が：
（ｉ） ｎが２以上の整数であるよう、当該標本のｎの領域を選定する工程；
（ｉｉ） ｎ番目のスペクトルが、遅延時間によって変動するので、ｎ番目の領域全体での第２パラメータの平均をとってこの平均値を表すことによって取得される、標本から反射された放射線及び／又は標本によって透過された放射線の、振幅に少なくとも関係する第２パラメータのｎの時間領域スペクトルを生成する工程；及び
（ｉｉｉ） 工程（ｉｉ）において導き出されたｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって第１時間値を判定する工程；
を有する。
【００５８】
第４の特徴においては、本発明は：
２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲の複数の周波数を有する、電磁放射線パルスによって標本を照射するソース；
標本から反射された放射線か標本によって透過された放射線かの何れかの振幅に関する第１パラメータを判定する手段；
第２時間値が時間について第１パラメータのデータ群の物理的特徴と一致する、第２時間値での第１パラメータの値に対する、第１時間値での第１パラメータの値を算定する算定手段；及び
標本の異なる点について該算定手段によって算定された値を表すことによって画像を生成する手段；
を有する画像処理装置を設ける。
【００５９】
第５の特徴においては、本発明は標本を画像処理する装置を設け、該装置は：
２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲の複数の周波数を有する、電磁放射パルスによって標本を照射するソース；
標本から反射された放射線及び／又は標本によって透過された放射線の振幅を検出する検出手段；
時間領域において放射線の振幅に関する第１パラメータを判定する手段；
第２時間値での第１パラメータの値に対して第１時間値での第１パラメータの値を算定する算定手段；及び
画像を生成するのに用いられる全ての点について、第１時間間隔と第２時間間隔との間の時間間隔が一定である、異なる標本部分について当該算定装置によって算定された値を表すことによって画像を生成する画像処理手段；
を有する。
【００６０】
当該検出器は、ＴＨｚ放射線の直接検出器か、本発明の上記の３つの特徴のうちの何れかによる装置であり得、当該検出器はＴＨｚ放射線の直接検出器か、ＴＨｚ放射線を容易に判読し得る信号に変換する類のものであり得る。
【００６１】
例えば、該検出器は、プローブ・ビーム及びＴＨｚビームの照射によって、プローブ・ビームの偏光が回転されるよう、構成された非線形結晶を有し得る。プローブ・ビームは容易に計測し得る周波数（例えば近赤外線）であり得る。この、いわゆる「ＡＣポケット効果」の、効果を表す代表的な結晶には、ＧａＡｓ、ＧａＳｅ、ＮＨ４Ｈ２ＰＯ４、ＡＤＰ、ＫＨ２ＰＯ４、ＫＨ２ＡＳＯ４、石英、ＡｌＰＯ４、ＺｎＯ、ＣｄＳ、ＧａＰ、ＢａＴｉＯ３、ＬｉＴａＯ３、ＬｉＮｂ Ｏ３、Ｔｅ、Ｓｅ、ＺｎＴｅ、ＺｎＳｅ、Ｂａ２ＮａＮｂ５Ｏ１５、ＡｇＡｓＳ３、淡紅銀鉱、ＣｄＳｅ、ＣｄＧｅＡｓ２、ＡｇＧａＳｅ２、ＡｇＳｂＳ３、ＺｎＳ、ＤＡＳＴ（４−Ｎ−メチルスチルバゾリウム）のような有機結晶がある。この種の検出手順は一般に「電気化学サンプリング」又はＥＯＳと呼ばれる。
【００６２】
その代わりに、該検出器はいわゆる光導電性検出器であり得る。ここでは、該検出器は低温成長ＧａＡｓ、砒素注入ＧａＡｓ又はサファイヤ上の放射線損傷Ｓｉのような光伝導物質を有する。例えば、蝶結び構成又は伝送線構成の、電極対が光伝導物質の表面上に設けられる。光伝導物質が反射放射線と更に、プローブ・ビームとによって照射されると、電流が２つの電極の間に生成される。このフォトボルテージ電流の振幅はＴＨｚ信号の振幅の現れである。
【００６３】
ＴＨｚ放射線は直接生成することも可能であるが、最も効果的なＴＨｚの生成はポンプ・ビームをＴＨｚビームに変換することによって実現し得る。これを行うよう、当該ソースは周波数変換部材及びポンプ・ビームのソースを有する。
【００６４】
周波数変換部材には考えられる選択肢が多くある。例えば、周波数変換部材は、ポンプ・ビームによる照射に反応して発出放射線ビームを発出するよう構成された、非線形部材を有し得る。ポンプ・ビームは少なくとも２つの周波数成分を有するか（又は異なる周波数を有する２つのポンプ・ビームが用いられる）ことが望ましく、非線形部材は１つ以上のポンプ・ビームのうちの少なくとも２つの周波数間の差異である周波数を有する発出ビームを発出するよう構成される。典型的な非線形部材には：ＧａＡｓ又はＳｉベースの半導体；がある。結晶構造が用いられることが更に望ましい。以下に更に考えられる材料：
ＮＨ４Ｈ２ＰＯ４、ＡＤＰ、ＫＨ２ ＰＯ４、ＫＨ２ＡＳＯ４、石英、ＡｌＰＯ４、ＺｎＯ、ＣｄＳ、ＧａＰ、ＢａＴｉＯ３、ＬｉＴａＯ３、ＬｉＮｂ Ｏ３、Ｔｅ、Ｓｅ、ＺｎＴｅ、ＺｎＳｅ、Ｂａ２ＮａＮｂ５Ｏ１５、ＡｇＡｓＳ３、淡紅銀鉱、ＣｄＳｅ、ＣｄＧｅＡｓ２、ＡｇＧａＳｅ２、ＡｇＳｂＳ３、ＺｎＳ、ＧａＳｅ又はＤＡＳＴ（４−Ｎ−メチルスチルバゾリウム）のような有機結晶；
を例示する。
【００６５】
ＴＨｚ領域における周波数を有する発出ビームを生成するよう、１つ以上のポンプ・ビームの少なくとも２つの周波数が近赤外線領域にあることが望ましい。一般に、０．１×１０１２Ｈｚと５×１０１４Ｈｚとの間の周波数が用いられる。
【００６６】
その代わりに、周波数変換部材は光導電性発出器で、そのような発出器は低温成長又は砒素注入ＧａＡｓ又は放射損傷Ｓｉ又はサファイヤのような光伝導物質を有する。
【００６７】
光伝導物質の表面上に設けられる電極はダイポール配置、ダブル・ダイポール配置、蝶結び配置又は伝送線配置のような如何なる形状のものであってよい。少なくとも２つの電極が設けられる。電極間にバイアスを加えて少なくとも２つの異なる周波数成分を有するポンプ・ビームを照射すると、１つ以上のポンプ・ビームの少なくとも２つの周波数成分と異なる周波数を有する放射線ビームが発出される。
【００６８】
複数の周波数を有するパルスが標本を経由して検出器まで通過する場合、標本の周波数依存応答のために検出器には同時に到着しない。時間領域信号は時間について検出放射線の振幅を計測することによって定め得る。これを実現するよう、走査遅延線がプローブビームの経路又はポンプ・ビームの経路に挿入されることが望ましい。遅延線はパルス長全体を走査するよう構成し得る。
【００６９】
本発明の方法について説明したように、第１時間値は画像におけるコントラストを最適化するよう選定し得る。第１時間値は画像全体においてゼロに対して固定されてもよく、第２時間値に対して固定されてもよい。
【００７０】
したがって、当該装置は更に、異なる第１時間値に相当する複数の画像を生成する手段を有し、当該装置は更に最良のコントラストを可能にする第１時間値を判定するよう第１時間値を変動させることによって当該画像にわたって走査する手段を有することが望ましい。
【００７１】
当該装置は更に：
（ｉ） ｎが２以上の整数であるよう、当該標本のｎの領域を選定する手段；
（ｉｉ） ｎ番目のスペクトルが、遅延時間と共に変動するので、ｎ番目の部分にわたって第２パラメータの平均をとってこの平均値を表すことによって取得される、標本から反射された放射線及び／又は標本によって透過された放射線の、振幅に少なくとも関係する第２パラメータのｎの時間領域スペクトルを生成する手段；
（ｉｉｉ） ｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって第１時間値を判定する手段；
を有する。
【００７２】
第６の特徴においては、本発明は：
（ａ） ２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲の複数の周波数を有する、電磁放射線パルスによって標本を照射する手段；
（ｂ） 時間領域において、標本から反射された放射線と標本によって透過された放射線との何れか又は両方の振幅に少なくとも関係する、第１パラメータを判定する手段；
（ｃ） 第１時間値での第１パラメータの値を用いることによって標本の画像を生成する手段；
を設け、
当該装置は：
（ｉ） ｎが２以上の整数であるよう、当該標本のｎの領域を選定する工程；
（ｉｉ） ｎ番目のスペクトルが、遅延時間に対して、ｎ番目の部分全体の平均をとって、第２パラメータを表すことによって取得される、時間領域においてｎのスペクトルを生成する工程；及び
（ｉｉｉ） ｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって第１時間値を判定する工程；
によって第１時間値を判定するよう構成される。
【００７３】
領域を選定する装置は自動手段であり得る。例えば、任意の、標本の２つ以上の領域、又は、平均色レベルの間の最大差異を有する標本の２つ以上の領域、を選定するようプログラムを実行し得、これらの部分の標準偏差は、選択部分が高コントラストの部分を包含しないことを確実にするよう算定し得る。
【００７４】
その代わりに、当該装置は操作者が２つ以上の部分を選定することを可能にする手段を設け得る。例えば、当該装置は画像の特定部分を選択するのに用い得るカーサーをサポートするよう構成し得る。
【発明を実施するための最良の形態】
【００７５】
図１は基本ＴＨｚ放射画像処理システムを表す。該システムは３つの主要部、すなわち、生成部１、画像処理部３及び検出部５に分け得る。
【００７６】
ＴＨｚ放射線ビームは生成部１において生成される。生成部１は８００ｎｍで２５０ｆｓのパルスのビーム９を生成する光増幅Ｔｉ：サファイヤ・レーザ７を有する。
【００７７】
光増幅レーザ７はソリッド・ステート・ポンプ・レーザ１１及び増幅Ｔｉ：サファイヤ部１３を有する。ビーム９は５０：５０ビーム分配器１５によって分配される。ビーム分配器１５は当該ビームをＴＨｚ放射線を生成するのに用いられるポンプ・パルス１７と標本から反射された放射線の検出に用いられるプローブ・パルス１９とに分配する。
【００７８】
ＴＨｚパルスは０．１ＴＨｚから３ＴＨｚまでの帯域幅を有するＴＨｚパルス２３を出力する、バイアスＧａＡｓのストリップライン・アンテナ２１の光励起及び荷電加速によって生成される。発出ビーム２３は更に画像処理部３に導き出される。
【００７９】
照射ＴＨｚビーム２３は更に、第１軸外放物面鏡２５を経由して第２軸外放物面鏡２７に向けられて更に標本２９上の４００ｕｍのスポットに集光される。標本２９はモータ駆動ステージ３１上に搭載される。標本搭載３１はコンピュータ制御され、対象標本の各部位（画素）を画像処理するように標本を移動させるよう構成し得る。
【００８０】
反射放射線は更に第３軸外放物面鏡３３経由で集光されて、平面鏡３５経由で検出システム５に向けて反射される。該検出システムでは、反射放射線３７は軸外放物面鏡３９によって反射される。軸外放物面鏡３９には、反射ビーム３７が、ビーム分配器１５によって取得されたプローブ・ビーム１９と組み合わされることを可能にする、該軸外放物面鏡を通るホールを有する。
【００８１】
軸外放物面鏡３９でプローブ・ビーム１９を反射放射線３７と組み合わせる前に、プローブ・ビーム１９は平面鏡４１によって走査遅延線に向けて反射される。走査遅延線はポンプ・ビーム１７、したがって照射及び反射放射線に対してプローブ・ビーム１９のパルス長を変動させるようコンピュータ制御４７によって前後に移動する立方鏡４５を有する。したがって、プローブ・ビーム１９の相対位相はポンプ・パルス１９に対して変動させ得る。
【００８２】
プローブ・ビームと反射放射線４９との組み合わせビームは更に平行にされてＺｎＴｅ検出結晶４９上に集光される。ＴＨｚ放射線は線形電気光学ポッケル効果を用いて検出される。
【００８３】
線形偏光プローブ・ビーム１９は、検出結晶４９の正常軸及び異常軸の両方に沿った成分を有するような偏光方向を有する。各軸は結晶４９の正常軸及び異常軸に沿って、各々別個の屈折率ｎ０及びｎ１を有する。反射放射線３７がない状態で、線形偏光プローブ・ビーム１９はわずかな偏光の変動を伴って検出結晶を通過する。
【００８４】
偏光が回転する角はわずかであることを特筆する。しかしながら、線形偏光ビームはわずかに楕円形になり得る。この効果は、例えば、１／４波長板５１のような、可変のリターデーション波長板によって補償される。
【００８５】
検出結晶４９によって発出されたビームは１／４波長板５１によって円偏光ビームに変換される。該ビームは更に、ウォラストン・プリズム５３（又は直交偏光成分を分離する同等装置）によって２つの線形偏光ビームに分けられ、該偏光ビームの２つの直交成分はバランス・フォトダイオード・アセンブリ５５上に向けられる。当該バランス・フォトダイオード信号は、２つのダイオードの間の出力差異が、プローブ・ビーム１９のみが検出結晶４９上に入射する場合、ゼロになるよう、波長板５１を用いて調節される。
【００８６】
しかしながら、検出器が更に反射放射線３７を検出する場合、偏光が回転される角は無視できるものではない。これは、ＴＨｚ電界が軸ｎｉ、ｎｏのうちの１つに沿ってプローブ・ビーム１９の屈折率を変更するからである。これによって検出結晶４９によって発出される電界が楕円形になる。したがって、プリズム５３によって隔てられた偏光成分は一様でなく、バランス・フォトダイオード・アセンブリ５５の出力ダイオード間の電圧差が検出電圧をもたらす。
【００８７】
検出結晶４９に達する反射放射線３７の位相がプローブ・ビーム１９の位相とは異なる場合、偏光における回転は不鮮明になる。標本２９は照射放射線２３の異なる周波数成分について異なる位相変動をもたらすので、遅延線４３は反射放射線３７に対するプローブ・ビーム１９の位相を掃引し、したがって反射放射線３７の周波数成分の各々の遅延時間を検出するよう、コンピュータ４７の制御下で掃引される。これによっていわゆる時間領域信号を生成される。
【００８８】
コンピュータ制御４７は更に、完全なデータ群が対象標本２９の各画素について収集されることを確実にするようステージ３１の移動を制御するのに用いられる。
【００８９】
説明した上記システムは反射計測について構成されている。しかしながら、当業者はシステムが透過方法についても形成し得ることが分かるものである。そのような装置を図２に表す。不必要な繰り返しを回避するよう、同様の参照番号を同様の特徴を表すよう用いる。画像処理部３においては、第１放物面鏡２５及び第２放物面鏡２７は放射線を標本２９上に集光するよう構成される。第３放物面鏡２３は更に透過放射線を集光して検出部５に向けさせる。生成部１及び検出部５は図１の反射装置のものと同様である。
【００９０】
本発明の方法は基底細胞癌を画像処理するのに特に有用であることが分かった。図３はこの類の標本に対する好適搭載方法を示す。図３ａは標本容器の斜視図を表す一方、図３ｂは標本容器の断面図を表す。
【００９１】
図３ａ及び３ｂは標本容器６５に位置する２つの標本６１及び６３を表す。標本容器６５はフーリエ変換赤外線分光に用いられる類の改変液体細胞に基づいている。該液体細胞は円柱形状で、空洞の円柱容器６６を有し、２５ｍｍ径で厚さが２ｍｍの石英板６７が容器６６の底面に配置されている。ＴＨｚ放射線は石英ウィンドウ６７を通して標本を照射する。
【００９２】
ＴＨｚ領域においては、水は放射線の強い吸収剤であるので、余剰液体が標本から半透過的の写し紙を用いて取り除かれる。標本は石英ウィンドウ６７上にピンセットを用いて搭載され、皮膚の上面は石英ウィンドウ上に配置された。スポンジ６９は更に、標本がスポンジ６９と石英ウィンドウ６７との間に挟まれるよう、標本の上に配置される。止め輪７１はウィンドウの高さを保って更に標本６１及び６３の位置を保つよう石英ウィンドウ６７の上に配置される。
【００９３】
ポリエチレン・ウィンドウ６３はスポンジの、石英ウィンドウに対して反対側に、スポンジに接触して設けられる。ポリエチレン・ウィンドウは標本容器６５にねじで固定された止め板７５によってしっかり固定される。この構造によって標本が画像処理中に乾くことを防ぐよう標本の気密容器を設ける。
【００９４】
図４は病変組織及び健康組織の時間領域インパルス関数を示す。図４はｘ軸に沿った（任意単位の）時間遅延に対して表した、ｙ軸に沿ったインパルス関数を表す。図４では５つの異なった画素について５つの図を表す。
【００９５】
各画素について、ＴＨｚ波形全体が記録され、レーザから生じる如何なる変動をも低減するよう４つの記録の平均をとる。信号対雑音比は約１０００対１である。
【００９６】
インパルス関数は反射放射線の振幅から導き出される。特定の画素について入力関数を導き出すよう、更に２つの計測が、標本の計測に加えてなされる。
【００９７】
まず、基線信号が計測される。反射計測においては、擬似反射の影響を低減しようすることが重要である。
【００９８】
図３の装置は石英ウィンドウ６７を用い、標本６１及び６３は該石英ウィンドウを通して照射される。石英ウィンドウ６７は擬似反射を引起す下部インタフェース７９と更に、擬似反射を引起す上部インタフェース８１とを有する。
【００９９】
これらの２つのインタフェースの影響を計測から取り除こうとすることが重要である。したがって、標本を画像処理する前に、（図なし）の第２石英ウィンドウが、標本６１や６３の代わりに標本容器中に配置される。検出ＴＨｚ信号の振幅は、基線信号が各画素にわたって取得されるよう、各画素について計測される。石英ウィンドウ６７における変動と更に照射放射線の入射角における変動は標本の計測の不自然な変動を引き起こし得る。
【０１００】
基線計測は基線信号Ｂ（ｔ）を取得するよう２０回、平均がとられる。
【０１０１】
基準スペクトルも計測される。これは単独の石英ウィンドウ６７のみのある標本容器を用いることによって計測される。この基準信号は時間領域でＲ（ｔ）として表される。
【０１０２】
最初に、１つの波形についてのインパルス関数を取得するよう、基線信号Ｂ（ｔ）が計測時間領域波形Ｓ（ｔ）から減算される。この演算は時間領域と周波数領域との何れかにおいて実行し得る。
【０１０３】
この基線減算波形は、石英ウィンドウ６７の下部インタフェース７９及び上部インタフェース８１による擬似反射が取り除かれた状態のデータを設けるはずである。
【０１０４】
次に、基線減算波形は複素フーリエ変換されて：
Ｓ’（ｖ）−Ｂ’（ｖ）；
となる。
【０１０５】
基準信号を用いるよう、基線信号は再び基準波形Ｒ（ｔ）から減算される。この減算演算は時間領域と周波数領域との何れかによって実行し得る。その結果は更に複素フーリエ変換されて：
Ｒ’（ｖ）−Ｂ’（Ｖ）；
となる。
【０１０６】
基線減算計測データは更に、周波数領域において、基線減算基準信号によって除算されて：
【０１０７】
【数６】
Figure 2005504959
となる。
【０１０８】
当該データは更にフィルタされる。一般に、フィルタ関数はＦ（ｔ）によって表され、その複素フーリエ変換はＦ’（ｖ）によって表される。
【０１０９】
フィルタ関数を用いるのが望ましいがそれは、ＴＨｚパルス・システムが、一般に１００ＧＨｚ未満から３ＴＨｚ超までの、何らかの有限の範囲に及ぶ周波数を有するパルスを生成して検出し得るからである。高周波極限が存在し、該極限を超えるとＴＨｚ信号が検出システムの雑音レベルを下回る。
【０１１０】
同様に、ＴＨｚ信号レベルは低周波での雑音レベルを下回る。したがって、高周波雑音及び低周波雑音を取り除く必要がある。これを実現する特に好適な関数は：
【０１１１】
【数７】
Figure 2005504959
で表される。
【０１１２】
パラメータα及びβは該関数の高周波及び低周波のロールオフを制御するよう選定される。αはおおよそ、ＴＨｚシステム内で取得可能な最短ＴＨｚパルス長（半サイクル）に設定される。βはＴＨｚパルスよりもずっと長く設定される。操作上は、２つのパラメータは、帯域幅と雑音との最良の妥協を得るよう、操作者による手作業で最適化される。
【０１１３】
上記の機能は、同様の面積ではあるが逆の符号のある、２つのガウス関数を有するので、上記の関数はフィルタ関数の全時間に及ぶ積分がゼロであることを確実にする。
【０１１４】
βの値が総時間遅延走査範囲に相当するか、それよりも大きい場合、代替の関数を用い得：
【０１１５】
【数８】
Figure 2005504959
その場合、Ｔは使用遅延時間の範囲全体、すなわち、Ｔ＝Ｔｍａｘ−Ｔｍｉｎ、を表す。これによってＴｍｉｎからＴｍａｘまでの端から端までの積分は常にゼロとなることを確実にする。
【０１１６】
フィルタ関数は基線信号及び基準信号によって修正される信号の複素フーリエ変換によって乗算される。
【０１１７】
図４に示したようにインパルス関数が導き出されると、画像が次に図５で表した解析を用いて生成される。
【０１１８】
図５は１画素のみについてのインパルス関数の概略図を表す。標本の画像を生成するよう、各画素について表し得るこの図から意味あるパラメータを導き出すことが重要である。意味あるパラメータとは、標本中の変動を示して強調するのに用い得るパラメータを意味する。
【０１１９】
意外にも、パラメータを得る以下の方法は、標本中の多数の変動を示すのに目立った鮮明なコントラストのある画像を設けることが分かったが、それは基底細胞癌があることを示すのに特に有用であることが分かった。
【０１２０】
最小点におけるインパルス関数の値を計測する。更に、時間ｔでのインパルス関数の値を計測する。この例においては、時間ｔは最小点後の第１パラメータの上昇する値に相当する時間から選択される。
【０１２１】
パラメータＺは、最小点での第１パラメータの値によって時間ｔでの第１パラメータを除算することによって、すなわち：
【０１２２】
【数９】
Figure 2005504959
によって得られる。
【０１２３】
画像を生成するよう、Ｚの各値は色が割り当てられて、フルカラー・マップが、画素の位置を定義するｘ及びｙに対してｚ軸上にｚを表すことによって、生成される。コントラストはｔの選択値によって変わってくるので、ｔは最良のコントラストを得るよう選択される。「ｔ」は当該画像において固定である。
【０１２４】
図６ａは鼻の先端にある非続発性腫瘍の可視画像である。腫瘍は７ｍｍの直径を有する。腫瘍９１を画像の左側に表し、健康組織９３を画像の前方に表す。組織断面は点線を付して図６ａと図６ｂとの両方に示す。この重要性は図７を参照して説明する。
【０１２５】
擬似カラーＴＨｚ画像６ｂは病変組織と健康組織との間の強いコントラストを表す。健康組織９３は幾分均一のグレイスケール・コントラストのスループットを表す。図６ｂに示した、病変組織と健康組織との強いコントラストは可視画像にはないが、そこでは２つを区別するのは困難である。
【０１２６】
病変組織の２つの部分と健康組織の２つの部分に相当するｄ１、ｄ２、ｈ１及びｈ２の４つの部分は図６ｂに示す。図６ｃはこれらの各部分についてのインパルス関数の平均値を表す。２つの病変部分の平均値は２つの健康部分の平均値よりもずっと高い。標準偏差は各部分についてのエラー・バーを示すのに用いられる。最悪の場合のシナリオにおいても、病変部分ｄ１及びｄ２を健康部分ｈ１及びｈ２からはっきりと区別することが可能であることがわかる。
【０１２７】
標本の組織解析が次に行われた。垂直組織断面が図６ａ及び図６ｂに示した標本を貫いて点線に沿ってとられた。この結果を図７ａ及び図７ｂに示した。
【０１２８】
図７ａに表した組織部位においては、上皮は組織部位７ａの太い線１０１のように表される。当該部位の中心においては上皮が欠落していることを特筆する。これは当該組織が、摘出前に選択的に擦過されるからである。腫瘍部位の回りの血管新生増大及びこの領域内の皮膚構造の組成の変化の結果、上皮がそれまでより虚弱になり、付近の健康組織における選択的出血の影響を受けやすくなる。この効果は、外科医が腫瘍の位置を識別するのを助力するのに利用される。腫瘍は、選択的擦過の前は、表面まで突破されていなかったものである。
【０１２９】
腫瘍縮小は、乾燥によるもので、組織準備処理の結果、生じるものである。腫瘍は吸湿性が高く、繊維質上の外皮を有する。上皮は腫瘍によって一方の側面に押し付けられ、その結果、密になる。
【０１３０】
次に図７ｂのＴＨｚの画像によれば、図に示す上方の線は病変組織の平均値である。下方の線は健康組織の平均値である。ＴＨｚの画像は病変部位のものと同じ方向からとったものである。言いかえれば、単に、点線に沿ってとった図６ｂのグレイスケール画像を貫いた部分である。図の右側のほうに、当該組織部位に相当する病変組織がみられる。図の左側のほうには、組織部位に表すように健康組織がみられる。
【０１３１】
図８に表す解析手法においては、インパルス関数は図５によって説明したのと同様の方法で導き出される。パラメータＺはその場合、最小点での第１パラメータの値を、最小点後の時間δｔで発生する任意の時間ｔでの第１パラメータの値から減算することによって、すなわち、Ｚ＝Ｅ（ｍｉｎ＋δｔ）−Ｅ（ｍｉｎ）、によって、導き出される。
【０１３２】
最小点は標本全体の点から点へ時間において移動し得る。ｔはＥ（ｍｉｎ）に対して定義されるので、ｔは最小点とともに移動する。画像を最適化するよう、パラメータδｔは各画像についてδｔが固定されるよう最適化される。
【０１３３】
図９は図８によって説明した解析方法の変形例を表す。再び、インパルス関数は図５によって説明したのと同様に導き出される。
【０１３４】
パラメータＺは、ｔ１＝ｔ２＋δｔの場合、時間ｔ２での第１パラメータの値を、時間ｔ１での第１パラメータの値から減算することによって算定される。ｔ２は最小点と一致する必要はない。図９に表すように、ｔ１及びｔ２は最小点の反対側に位置するか、さもなければ同じ側に位置する。
【０１３５】
再び、図８によって説明したように、ｔ１はｔ２に対して定義されるので、δｔは最適化される。
【０１３６】
図１０はＺを導き出す更に別の手法を表す。再び、図５によって説明するように、インパルス関数が時間の関数として導き出される。Ｚはその場合、ｔｍｉｎ＋δｔに等しい、時間ｔでの第１パラメータの値を、最小点での第１パラメータの値によって除算することによって算定される。いいかえれば：
【０１３７】
【数１０】
Figure 2005504959
で表される。
【０１３８】
この手法は図５によって説明したものと同様である。しかしながら、図５の解析手法においては、ｔ１は単一の画像にわたって固定である。最小点が移動する、（したがってｔ２が画素から画素に移動する）場合、ｔ１は依然として固定のままである。図１０によって説明した解析手法においては、ｔ１はｔ２に対して定義されるので、ｔ１はｔ２とともに移動してδｔは特定の画像について固定である。
【０１３９】
図５、８、９及び１０によって説明したように、ｔの念入りな選定によってコントラストが強調される。一般に、そのような機器の操作者は最良のコントラストを取得するよう異なったｔで複数の画像にわたって走査することが可能になる。これを行う、そのような装置を図１１に示す。
【０１４０】
図１１はそのようなシステムの概略図を表す。該システムは制御器１１１及びＴＨｚ画像処理システム１１３を有する。ＴＨｚ画像処理・システムは図１及び２の何れかによって説明した類のものである。不必要な繰り返しを避けるよう、ここではその詳細は繰り返さず、システム全体がボックス１１３によって表される。制御器１１１は、操作者が、図４及び５によって説明し、図６ｂにて表した対象標本の擬似カラーＴＨｚ画像を視るのに用い得る、画面１１５を有する。制御器１１１は２つの操作モードを有する。セットアップ・モード及び固定画像処理モードである。制御器はこれらの２つのモード間を、スイッチ１１７を用いてスイッチする。
【０１４１】
セットアップ・モードにおいては、最大限のＴＨｚスペクトルとしたがって、インパルス関数とが標本の各画素について導き出される。画像はその場合、所定のｔについてＺを算定することによって導き出される。ｔは全ての画素について固定値であり得、又データ群の物理的特徴に相当し得る第２時間値から固定し得る。利用者は次にダイヤラ１１９を回転させ、ｔ又はδｔの変動につれて画面１１５に表示された画像のコントラストが変動するのを見ることが可能になる。操作者はそのようにしてｔ又はδｔの最適値を選択し得る。
【０１４２】
その代わりに、制御器自体がｔの関数として最適コントラストを判定する独自の手段を備え得る。例えば、制御器は各画素についてＺの平均値を算定してＺにおける変動が最大となるｔの値を選択し得る。その代わりに、最良のコントラストを判定するのにインパルス関数の代表値のみを考慮する、より高度な統計手法を利用し得る。
【０１４３】
操作者又は制御器１１１自体が最良コントラストを判定すると、操作者は更に制御器１１１を固定モードにスイッチ１１７でスイッチし得る。この固定モードにおいては、制御器は単に、最少点とｔの好適値とでデータをとるよう画像処理装置１１３に指示する。この手法によって実質的に画像の取得時間を低減する。Ｔが標本について判定されると、その全体の標本について用い得る。ｔのセル値は同様の種類の標本として用い得ることが更に分かっている。例えば、基底細胞癌の標本について、操作者はｔと同様の値を用いることが想定される。
【０１４４】
制御器１１１は特定の標本について最適なコントラストを設けることが分かっているｔの値によってあらかじめプログラム化し得る。その代わりに、制御器１１１は、ルックアップ・テーブルを備え得、それによって操作者は画像処理する標本の種類を入力し得、制御器は正しいｔ又はδｔの値を自動的に選定し得る。
【０１４５】
図１２は時間ｔ＝１０９８（任意の単位）でのインパルス関数の振幅を電界の最小点でのインパルス関数の振幅によって除算することによって得られた皮膚腫瘍の画像を示す。これは図５によって詳説する。特に、ｔ＝１０９８におけるＥ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）の値は画像を生成するよう各画素について表される。
【０１４６】
この図は次に画像をどのようにして最適化し得るかを説明するのに用いる。２つの部分「ａ」及び「ｂ」が画像から選定される。部分「ａ」は病変組織を表すものと考えられる一方、部分「ｂ」は健康組織を表すものと考えられる。
【０１４７】
部分「ａ」及び「ｂ」の両方の平均インパルス関数は図１３に表すように各時点について表す。幾何学的に、部分「ａ」について：
【０１４８】
【数１１】
Figure 2005504959
の関数が、Ｅがインパルス関数でｎが部分「ａ」における画素数の場合、
【０１４９】
【数１２】
Figure 2005504959
で表される。部分「ｂ」についての平均インパルス関数は同様に算定され、表される。
【０１５０】
曲線の幅は、該波形が部分全体について算定されるので、標準偏差を表すものである。
【０１５１】
これらの２つの波形は更に、Ｅ（ｔ）の図が部分「ａ」と「ｂ」との間での最良のコントラストのある画像を生成する、時間値を判定するよう比較される。
【０１５２】
図１４は病変組織のスペクトルが健康組織の波形から減算される場合を示す。これらの２つの波形の間の最大差はｔ＝１１００の近くで生じることがわかる。したがって、この「ｔ」の値を第１時間値として用いて生成された画像を示すことによって良コントラストが生成される。例えば、画像はＥ（ｔ）、Ｅ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）、Ｅ（ｔ）−Ｅ（ｍｉｎ）等を表すことによって生成し得る。
【０１５３】
図１５は健康組織の波形を病変組織の波形によって除算することによって比較し得る。この比較方法によって更に第１時間値として用い得る、「ｔ」の値を判定することを可能にする。
【０１５４】
図１３においては平均インパルス関数が２つの部分について導き出されて「ｔ」の最適値を判定するのに用いられた。図１６においては、図１３の平均インパルス関数がＥｍｉｎの値に正規化されて、幾何学的に：
【０１５５】
【数１３】
Figure 2005504959
が、
【０１５６】
【数１４】
Figure 2005504959
で、Ｅがインパルス関数でｎが部分ａにおける画素数である場合に、表される。部分「ｂ」の正規化平均インパルス関数は同様に算定されて表される。
【０１５７】
図１７はお互いから減算された、図１６のスペクトルを示す一方、図１８はお互いによって除算された図１６からのスペクトルを示す。
【０１５８】
図１４及び図１５によって説明したのと同様に、「ｔ」の値は良コントラストのある画像を生成する図１７及び図１８のスペクトルから導き出し得る。
【０１５９】
本発明は更に標本内の３つの異なる種類の組織を比較するのに用い得、異なるｔの値を、異なる種類の組織を識別するよう選定し得る。
【０１６０】
図１９においては、６つの部分が選定され、ｈ１及びｈ２は健康組織を表し、ｓ１及びｓ２は炎症組織を表し、ｄ１及びｄ２は病変組織を表す。
【０１６１】
図１９の画像は、ｘ及びｙ方向における各画素のインパルス関数の最小点、すなわち、Ｅｍｉｎを表すことによって生成される。これらの部分各々の最小平均インパルス関数は、各部分全体で平均がとられ、更に図２０に表すようにグラフで表される。垂直エラー・バーは標準偏差を表す。
【０１６２】
図２１は、図１９において示す標本から得られた、（部分ｈ１、ｈ２から算定された）健康組織、（部分ｓ１及びｓ２から算定された）炎症組織及び（部分ｄ１及びｄ２から算定された）病変組織の平均インパルス関数Ｅ（ｔ）を示す。図２２はＥｍｉｎの値に正規化された、すなわち、Ｅ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）の、図２１のスペクトルを示す。スペクトルの幅は標準偏差を表す。
【０１６３】
図２０及び図２１を横に並べて視ることによって波形が平均Ｅ（ｔ）と平均Ｅ（ｔ）／Ｅｍｉｎの図の間で変動していることが分かる。これらの２つの波形の形状の変動は異なる組織の種類を区別するよう用い得る。
【０１６４】
図２３及び２４は図２１及び２２の各々についてｔ＝０．８ｐｓとｔ＝１．６ｐｓとの間の部分を詳細に示す。図２３においては、ｔ＝１．１ｐｓあたりでお互いがちょうど外れ始める病変組織の曲線と炎症組織の曲線、との間の差はあまりないことが分かる。しかしながら、健康組織を表すスペクトルは選択された時間の範囲全体にわたって、病変及び炎症組織の両方からスペクトルから明らかに隔てられている。
【０１６５】
図２４においては、健康及び炎症組織からのスペクトルは同様の軌道をたどるのが見られるが、病変組織からのスペクトルは他の２つのスペクトルから十分隔てられた下方の経路をたどっている。
【０１６６】
１．２ｐｓの時間値は図２３及び図２４の両方についてはっきりと印されている。Ｅ（ｔ＝１．２ｐｓ）を表すことによって画像を生成することで更に、一方の健康組織と他方の病変及び炎症組織との間をはっきりと識別するのに用い得る。Ｅ（ｔ＝１．２ｐｓ）／Ｅｍｉｎを表すことによって画像を生成することで、一方の病変組織と他方の炎症組織とをはっきりと識別するのに用い得る。
【０１６７】
異なる時間値を選択することによって、病変組織と炎症組織とを区別することが可能である。図２５及び２６は図２１及び２３と同一であるが、図２７及び２８との比較を可能にするよう、繰り返されている。図２７及び２８は１ｐｓと６ｐｓとの間の、図２５及び２６の図の詳細を表す。
【０１６８】
図２７においては、病変組織図は、同様の経路をたどる健康組織の図及び炎症組織の図よりもずっと下に位置する。しかしながら、Ｅ（ｔ）／Ｅｍｉｎを表す、図２８においては、最も下の図である病変組織の図、真ん中の図である健康組織の図及び炎症組織に相当する上方図の、３つの図の間ではっきりとした相違が見られる。
【０１６９】
したがって、Ｅ（ｔ＝３．７ｐｓ）を表すことによって形成された画像は一方の病変組織と他方の健康及び炎症組織とを区別するのに用い得る一方、ｔ＝３．７ｐｓでＥ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）を表すことによって形成された画像は、病変組織、健康組織及び炎症組織を区別するのに用い得る。
【０１７０】
３つの異なる組織の種類を区別するのが望ましい場合、２つの組織の種類だけではなく、３つの組織の種類全ての間の違いを強調する、時間値を選択する必要がある。
【０１７１】
図２９は２つのスペクトルを示す。上方スペクトルは、健康組織のＥ（ｔ）／Ｅｍｉｎを算定することによって形成されたスペクトルを、病変組織のＥ（ｔ）／Ｅｍｉｎを算定することによって形成されたスペクトルから、減算することによって生成される。下方スペクトルは、健康組織のＥ（ｔ）／Ｅｍｉｎを算定することによって形成されたスペクトルを、炎症組織のＥ（ｔ）／Ｅｍｉｎを算定することによって形成されたスペクトルから、減算することによって生成される。
【０１７２】
健康組織と病変組織との間のコントラストをはっきりと表す画像を生成するには、上方スペクトルの振幅が最大である時間値を選択すべきである。健康組織と炎症組織との間のコントラストをはっきりと表す画像を生成するには、下方スペクトルの振幅が最大の時間値を選択すべきである。
【０１７３】
例えば、図２９において、両方の図が０．７ｐｓあたりで大きな負の値を表す。しかしながら、このｔの値をとることによって、健康組織と病変組織との間、及び、健康組織と炎症組織との間で、良コントラストのある、画像が生成されるが、そのような画像が病変組織と炎症組織との間のコントラストを表す可能性は低い。しかしながら、ｔ＝３．７ｐｓ又はｔ＝１．２ｐｓでＥ（ｔ）／Ｅｍｉｎの画像を生成することによって全ての３つの組織の種類の間の良コントラストが表される。
【０１７４】
図３０及び３１はｔ＝１．２ｐｓ（図３０）及びｔ＝３．７ｐｓ（図３１）で各画素についてＥ（ｔ）／Ｅｍｉｎを表すことによって生成された画像を示す。
【図面の簡単な説明】
【０１７５】
【図１】本発明の実施例に従って用い得る反射画像処理システムの概略図である。
【図２】本発明の実施例に従って用い得る透過画像処理システムの概略図である。
【図３】図３ａは本発明の実施例に従って用い得る標本容器の斜視図であり、図３ｂは本発明の実施例に従って用い得る標本容器の平面図である。
【図４】皮膚腫瘍の標本についての複数の逆たたみ込みインパルス関数である。
【図５】本発明の実施例に従ったインパルス関数の解析を示す概略図である。
【図６】図６ａは皮膚腫瘍の可視画像を示す図であり、図６ｂは本発明の実施例に従って生成された標本と同じ標本のテラヘルツ画像を示す図であり、図６ｃは画像の４画素について表した図６ｂの画像のＴＨｚ信号の平均値を表す図である。
【図７】図７ａは本発明の実施例に従って取得された皮膚腫瘍の垂直組織部位の図であり、図７ｂは本発明の実施例に従って取得された皮膚腫瘍のテラヘルツ画像による対応部位の図である。
【図８】本発明の別の実施例に従ったインパルス関数の解析を示す概略図である。
【図９】本発明の更に別の実施例に従ったインパルス関数の解析を示す概略図である。
【図１０】本発明の又、更に別の実施例に従ったインパルス関数の解析を示す概略図である。
【図１１】本発明の実施例に従った、ＴＨｚ画像のコントラストを最適化し得る装置の図である。
【図１２】図５に関して説明された、Ｅ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）を用いて生成された腫瘍の画像である。
【図１３】図１２の部分「ａ」及び「ｂ」の全体の平均をとった２つの時間領域スペクトルを示す図である。
【図１４】図１３の２つのスペクトルの間の差異から導き出されたスペクトルを示す図である。
【図１５】図１３の一方のスペクトルを図１３の他方のスペクトルで除算することによって導き出されたスペクトルを示す図である。
【図１６】スペクトルが図１３のものと同様であるがＥ（ｍｉｎ）の値に正規化された、Ｅ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）を表すことによって導き出された２つの時間領域スペクトルを表す図である。
【図１７】図１６の２つのスペクトルの差異から導き出された時間領域スペクトルを示す図である。
【図１８】図１６の一方のスペクトルを図１６の他方のスペクトルで除算によって導き出された時間領域スペクトルを示す図である。
【図１９】ｘ及びｙ方向での各画素についてのインパルス関数の主最小点の振幅を表すことによって導き出された腫瘍の画像を示す図である。
【図２０】図１９に示した、各部分ｓ１、ｓ２、ｄ１、ｄ２、ｈ１及びｈ２全体の平均をとった最小ビューの平均値を示す図である。
【図２１】図１９に示した、各部分ｓ１、ｓ２、ｄ１、ｄ２、ｈ１及びｈ２についての、時間領域における平均インパルス関数を表す図である。
【図２２】スペクトルがＥ（ｍｉｎ）の値に正規化された、図２１と同様のものを表す図である。
【図２３】図２１の図の詳細を示す図である。
【図２４】図２２の図の詳細を示す図である。
【図２５】図２１のものと同一図であるが、比較を容易にするよう繰り返された図である。
【図２６】図２２のものと同一図であるが、比較を容易にするよう繰り返された図である。
【図２７】図２５の詳細を示す図である。
【図２８】図２６の詳細を示す図である。
【図２９】２つの時間領域スペクトルを示す図である；上方スペクトルは病変組織部分ｄ１及びｄ２から取得したスペクトルから、図１９の部分ｈ１から取得したスペクトルを減算することによって生成され；下方図は炎症組織部分ｔ１及びｔ２から図１９の健康組織ｈ１から取得した平均スペクトルを減算することによって取得したスペクトルである。
【図３０】ｔ＝１．２ピコ秒において、パラメータＥ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）を表すことによって取得した強調画像である。
【図３１】ｔ＝３．７ピコ秒において、Ｅ（ｔ）／Ｅ（ｍｉｎ）を表すことによって取得した画像を示す図である。

Claims (50)

  1. 標本を画像処理する方法であって：
    電磁放射線の、２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有する、パルスによって標本を照射する第１工程；
    時間領域において、前記標本から反射された前記放射線と前記標本によって透過された前記放射線とのいずれか又は両方の振幅に少なくとも関係する第１パラメータを判定する第２工程；
    第１時間値での前記第１パラメータの値を、第２時間値での前記第１パラメータの値に対して、時間において前記第２時間値が前記第１パラメータの物理的特徴と一致するように、算定する第３工程；及び
    前記標本の異なる点について前記第３工程において算定された値を表すことによって画像を生成する第４工程；
    を有することを特徴とする方法。
  2. 請求項１記載の方法であって、前記物理的特徴が時間において前記第１パラメータの所定の最大点又は最小点であることを特徴とする方法。
  3. 請求項１乃至２何れか記載の方法であって、前記第３工程が：
    前記第１時間値での前記第１パラメータの値を、前記第２時間値での前記第１パラメータの値によって、除算する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  4. 請求項１乃至２何れか記載の方法であって、前記第３工程が：
    前記第２時間値での前記第１パラメータの値を、前記第１時間値での前記第１パラメータの値から、減算する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  5. 請求項１乃至４何れか記載の方法であって、前記第３工程において、前記第１時間値が局所最小点若しくは最大点へ、又は、該局所最小点若しくは最大点から、昇っている又は降りている、値の１つで、かつ、前記第２時間値が前記最小点又は最大点と一致することを特徴とする方法。
  6. 請求項５記載の方法であって、前記第３工程が前記第１パラメータの所定最小点に相当するよう前記第２値を選択する工程を含み、かつ、前記第１時間値が前記最小点から昇っている、後続する時間値から選択されることを特徴とする方法。
  7. 請求項１乃至６何れか記載の方法であって、前記第１時間値が、単一画像を生成するのに用いられる前記標本の各点について、時間において固定であることを特徴とする方法。
  8. 請求項１乃至７何れか記載の方法であって、前記第１時間値が、単一画像を生成するのに用いられる前記標本の各部分について、前記第２時間値からの固定時間間隔であることを特徴とする方法。
  9. 請求項７記載の方法であって、更に：
    各点について、前記第１パラメータを複数の第１時間値について、前記第２時間値についての前記第１パラメータに対して判定する工程；
    を有し、更に：
    前記標本の複数の画像を前記第１時間値の各々に相当するよう生成する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  10. 請求項９記載の方法であって、更に：
    最良コントラストを設ける前記画像を選定することによって最適第１時間値を選定する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  11. 請求項８記載の方法であって、更に：
    複数の異なる時間間隔について前記第１パラメータを、各部分の前記第２時間値に対して、判定する工程；
    を有し、更に：
    異なる時間間隔各々に対応する前記標本の複数の画像を生成する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  12. 請求項１１記載の方法であって、更に：
    最良のコントラストを設ける前記画像を選定することによって最適時間間隔を選定する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  13. 標本を画像処理する方法であって：
    電磁放射線の、２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有する、パルスによって標本を照射する第１工程；
    時間領域において、前記標本から反射された前記放射線と前記標本によって透過された前記放射線とのいずれか又は両方の振幅に少なくとも関係する第１パラメータを判定する第２工程；
    第１時間値での前記第１パラメータを、第２時間値での前記第１パラメータの値に対して、算定する第３工程；及び
    前記標本の異なる点について前記第３工程において算定された値を表すことによって画像を、前記第１及び第２時間値の間の時間間隔が前記画像を生成するのに用いられる全ての点について一定であるように、生成する第４工程；
    を有することを特徴とする方法。
  14. 標本を画像処理する方法であって：
    電磁放射線の、２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有する、パルスによって標本を照射する第１工程；
    時間領域において、前記標本から反射された前記放射線と前記標本によって透過された前記放射線とのいずれか又は両方の振幅に少なくとも関係する第１パラメータを判定する第２工程；及び
    第１時間値での前記第１パラメータの値を表すことによって前記標本の画像を生成する第３工程；
    を有し、前記第１時間値が：
    ｎが２以上の整数であるよう、前記標本のｎの領域を選定する第４工程；
    前記標本から反射された前記放射線及び／又は前記標本によって透過された前記放射線の振幅に少なくとも関係する第２パラメータのｎの時間領域スペクトルを、ｎ番目のスペクトルが、遅延時間とともに変動するので、ｎ番目の部分全体で前記第２パラメータの平均をとってこの平均値を表すことによって得られるよう、生成する第５工程；及び
    該第５工程によって導き出された前記ｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって前記第１時間値を判定する第６工程；
    によって判定されることを特徴とする方法。
  15. 請求項１乃至１３何れか記載の方法であって、更に：
    ｎが２以上の整数であるよう、前記標本のｎの領域を選定する第４工程；
    前記標本から反射された前記放射線及び／又は前記標本によって透過された前記放射線の振幅に少なくとも関係する第２パラメータのｎの時間領域スペクトルを、ｎ番目のスペクトルが、遅延時間によって変動するので、ｎ番目の部分全体で前記第２パラメータの平均をとってこの平均値を表すことによって得られるよう、生成する第５工程；及び
    該第５工程によって得られた前記ｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって前記第１時間値を判定する第６工程；
    を有することを特徴とする方法。
  16. 請求項１４乃至１５何れか記載の方法であって、前記第５工程が：
    前記標本から反射された前記放射線及び／又は前記標本によって透過された前記放射線の振幅に少なくとも関係する予備画像処理パラメータを表すことによって前記標本の部分の予備画像を生成する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  17. 請求項１６記載の方法であって、前記ｎの領域は、各領域内の前記予備画像処理パラメータのレベルが実質的に一定で前記予備画像処理パラメータが前記領域の少なくとも２つの間で異なるように前記ｎの領域が選択されるよう、選択されることを特徴とする方法。
  18. 請求項１６乃至１７何れか記載の方法であって、前記予備画像処理パラメータは前記第１及び／又は第２パラメータの時間領域スペクトルの物理的特徴に対応する時間での前記第１及び／又は第２パラメータの値であることを特徴とする方法。
  19. 請求項１４乃至１８何れか記載の方法であって、各スペクトルは、該スペクトルを比較する前に、時間において前記第２パラメータの物理的特徴に一致する時間値での前記第３パラメータの値に正規化されることを特徴とする方法。
  20. 請求項１４乃至１９何れか記載の方法であって、更に：
    前記第６工程が前記スペクトルの少なくとも２つを組み合わせるよう代数的演算を行う工程；
    を有することを特徴とする方法。
  21. 請求項２０記載の方法であって、前記スペクトルの少なくとも２つの間の差が算定されることを特徴とする方法。
  22. 請求項２０記載の方法であって、前記スペクトルの少なくとも１つが前記ｎのスペクトルの別の１つによって除算されることを特徴とする方法。
  23. 請求項１４乃至２２何れか記載の方法であって、ｎ＝２であることを特徴とする方法。
  24. 請求項１４乃至２２何れか記載の方法であって、ｎ＝３で、前記予備画像処理パラメータの値が前記３つの選択領域間で異り、前記第１時間値が前記３つのスペクトルの間の差異のある領域と一致するよう選択されることを特徴とする方法。
  25. 請求項１４乃至２４何れか記載の方法であって、前記第２パラメータと前記第１パラメータとが同じことを特徴とする方法。
  26. 請求項１乃至２５何れか記載の方法であって、前記第１パラメータは前記放射線の振幅であることを特徴とする方法。
  27. 請求項１乃至２６何れか記載の方法であって、前記第１工程が：
    前記照射放射線に対して透過的で前記標本に隣接する部材を通して前記標本を照射する工程；
    を有し、更に：
    前記標本のない状態の前記部材を照射して前記反射放射線の振幅を検出することによって基線信号を取得する工程；
    を有し、更に：
    前記第２工程においては：
    前記第１パラメータが前記部材と前記標本との両方から反射された前記放射線の前記検出振幅から前記基線信号を減算することによって決定される；
    ことを特徴とする方法。
  28. 請求項１乃至２５何れか記載の方法であって、前記第１工程は：
    前記照射放射線に対して透過的で前記標本に隣接する部材を通して前記標本を照射する工程；
    を有し、更に：
    前記標本のない状態の前記部材を照射して前記反射放射線の振幅を検出することによって基線信号を取得する工程；及び
    前記標本を既知の反射率を有する基準物体と取り替えて、該基準物体からの反射放射線の振幅を計測することによって基準信号を計測する工程；
    を有し、
    前記第２工程は：
    周波数領域において、前記検出放射線から前記基線信号を減算して、該判定結果を前記基準信号によって除算することによって前記第１パラメータを判定する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  29. 請求項２７乃至２８何れか記載の方法であって、前記基線信号は時間領域において前記検出反射放射線から減算されることを特徴とする方法。
  30. 請求項１乃至２５何れか記載の方法であって、更に：
    前記標本を既知の反射率の基準物体と取り替えて、前記基準物体から反射された放射線
    の振幅を計測することによって基準信号を計測する工程；
    を有し、かつ、
    前記第２工程は：
    前記検出振幅を周波数領域において前記基準信号によって除算することによって前記第１パラメータを判定する工程；
    を有することを特徴とする方法。
  31. 請求項１乃至２５何れか記載の方法であって、第２工程は更に：
    周波数領域における前記検出放射線の振幅を関数Ｆ（ｔ）の複素フーリエ変換によって乗算することによって前記第１パラメータを判定する工程；
    を有し、Ｆ（ｔ）は時間極限ｔａとｔｂとの間の積分がゼロの非ゼロ関数で、ｔａ及びｔｂは前記反射又は透過パルスの対象部分を包含するよう選択されることを特徴とする方法。
  32. 請求項２７記載の方法であって、前記第２工程は：
    前記基線信号を、前記標本からの前記検出放射線から減算して、周波数領域における前記基線減算標本信号を関数Ｆ（ｔ）の複素フーリエ変換によって乗算することによって、前記第１パラメータを判定する工程；
    を有し、Ｆ（ｔ）は時間極限ｔａとｔｂとの間の積分がゼロの非ゼロ関数で、ｔａ及びｔｂは前記反射又は透過パルスの対象部分を包含するよう選択されることを特徴とする方法。
  33. 請求項２８記載の方法であって、前記第２工程は：
    前記基線信号を前記検出放射線の振幅から減算して、該減算結果を前記基準信号によって周波数領域にて除算して、関数Ｆ（ｔ）の複素フーリエ変換によって周波数領域において乗算する工程；
    を有し、Ｆ（ｔ）は時間極限ｔａとｔｂとの間の積分がゼロの非ゼロ関数で、ｔａ及びｔｂは前記反射又は透過パルスの対象部分を包含するよう選択されることを特徴とする方法。
  34. 請求項３０記載の方法であって、前記第２工程は：
    前記標本からの前記検出放射線の振幅を前記基準信号によって周波数領域において除算して、該除算結果をＦ（ｔ）の複素フーリエ変換によって周波数領域において乗算することによって前記第１パラメータを判定する工程；
    を有し、Ｆ（ｔ）は時間極限ｔａとｔｂとの間の積分がゼロの非ゼロ関数で、ｔａ及びｔｂは前記反射又は透過パルスの対象部分を包含するよう選択されることを特徴とする方法。
  35. 請求項３１乃至３４何れか記載の方法であって：
    Figure 2005504959
    で、α及びβが定数であることを特徴とする方法。
  36. 請求項３１記載の方法であって、αがパルス放射線のビームの最短パルス長に実質的に等しく、βが前記パルス長よりも長くなるよう設定されることを特徴とする方法。
  37. 請求項３０乃至３３何れか記載の方法であって：
    Figure 2005504959
    で、αはビームの最短パルス長に実質的に等しい定数で、Ｔは、放射線ビームが、前記標本における最深対象点まで浸透するのに要する時間に実質的に等しいことを特徴とする方法。
  38. 標本を画像処理する装置であって：
    電磁放射線の、２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有する、パルスによって標本を照射するソース；
    前記標本から反射された放射線及び／又は前記標本によって透過された放射線の振幅を検出する検出手段；
    時間領域における前記放射線の振幅に少なくとも関係する第１パラメータを判定する手段；
    第１時間値での前記第１パラメータの値を、第２時間値での前記第１パラメータの値に対して、前記第２時間値が時間において前記第１パラメータのデータ群の物理的特徴と一致するように、算定する算定手段；及び
    前記標本の異なる部分について前記算定手段によって算定された値を表すことによって画像を生成する画像処理手段；
    を有することを特徴とする装置。
  39. 標本を画像処理する装置であって：
    電磁放射線の、２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有する、パルスによって標本を照射するソース；
    前記標本から反射された放射線及び／又は前記標本によって透過された放射線の振幅を検出する検出手段；
    時間領域における前記放射線の振幅に少なくとも関係する第１パラメータを判定する手段；
    第１時間値での前記第１パラメータの値を、第２時間値での前記第１パラメータの値に対して、算定する算定手段；及び
    前記標本の異なる部分について前記算定手段によって算定された値を表すことによって、前記第１及び第２時間値間の時間間隔が前記画像を生成するのに用いられる点全てについて一定であるよう、画像を生成する画像処理手段；
    を有することを特徴とする装置。
  40. 請求項３８乃至３９何れか記載の装置であって：
    前記算定手段は前記第１時間値についての前記第１パラメータの値を、複数の異なる第１時間値についての前記第２時間値に対して、前記画像を生成するのに用いられる前記標本の各点について算定するよう構成されることを特徴とする装置。
  41. 請求項４０記載の装置であって、更に：
    異なる第１時間値について複数の画像を生成する手段；
    を有することを特徴とする装置。
  42. 請求項４１記載の装置であって：
    前記複数の画像にわたって走査する手段；
    を有することを特徴とする装置。
  43. 請求項３８乃至４２の何れか記載の装置であって、前記第１時間値は単一画像を生成するよう用いられる点全てについて一定であることを特徴とする装置。
  44. 請求項３８乃至４３の何れか記載の装置であって、前記第１時間値と前記第２時間値との間の時間間隔は単一の画像を生成するのに用いられる点全てにおいて一定であることを特徴とする装置。
  45. 請求項４３記載の装置であって、更に：
    最良コントラストを設ける前記第１時間値を選定することによって前記画像におけるコントラストを最適化する手段；
    を有することを特徴とする装置。
  46. 請求項４４記載の装置であって、更に：
    最良コントラストを設ける固定時間間隔を選定することによって画像におけるコントラストを最適化する手段；
    を有することを特徴とする装置。
  47. 標本を画像処理する装置であって：
    電磁放射線の、２５ＧＨｚから１００ＴＨｚまでの範囲における複数の周波数を有する、パルスによって標本を照射する第１手段；
    時間領域において、前記標本から反射された前記放射線と前記標本によって透過された前記放射線とのいずれか又は両方の振幅に少なくとも関係する、第１パラメータを判定する第２手段；
    第１時間値での前記第１パラメータの値を用いることによって前記標本の画像を生成する第３手段；
    を有し、前記第１時間値を：
    前記標本のｎの領域を、ｎが２以上の整数であるよう、選定する第４手段；
    ｎ番目のスペクトルが、遅延時間に対して、ｎ番目の部分全体での平均をとった前記第２パラメータを表すことによって得られるよう、時間領域におけるｎのスペクトルを生成する第５手段；及び
    前記のｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって前記第１時間値を判定する第６手段；
    によって判定するよう構成されることを特徴とする装置。
  48. 請求項３６乃至４４何れか記載の装置であって、更に：
    前記標本のｎの領域を、ｎが２以上の整数であるよう、選定する第４手段；
    前記標本から反射された前記放射線及び／又は前記標本によって透過された前記放射線の振幅に少なくとも関係する、第２パラメータのｎの時間領域スペクトルを、ｎ番目のスペクトルが、遅延時間とともに変動するので、ｎ番目の部分全体で前記第２パラメータの平均をとることによって得られるよう、生成する第５手段；及び
    前記のｎのスペクトルの少なくとも２つを比較することによって前記第１時間値を判定する第６手段；
    を有することを特徴とする装置。
  49. 方法であって、添付図面の何れかを参照して実質的に本明細書及び特許請求の範囲において記載されたことを特徴とする方法。
  50. 装置であって、添付図面の何れかを参照して実質的に本明細書及び特許請求の範囲において記載されたことを特徴とする装置。
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