(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
サンプルを検査するプローブ・アッセンブリであって、
プローブと、該プローブと信号をやりとりする通信手段と、前記サンプルを照らす放射線を発するエミッタと、前記サンプルを透過した若しくは該サンプルから反射された放射線を検知する電磁気放射線検知器とを有し、
前記エミッタが、入力放射線で照らされると該入力放射線とは異なる周波数の放射線を発する周波数変換部を有し、
前記エミッタが前記プローブ内に配置され、該検知された放射線からの情報が、該検知された放射線と異なる波長を有する放射線によって前記プローブ外へ送信されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２】
請求項１記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記エミッタ及び前記検知器はともに、前記プローブ内に配置されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３】
請求項２記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記通信手段は、周波数変換手段を照射するための入力放射線を前記エミッタに供給することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項４】
請求項１乃至３のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記入力放射線は少なくとも１つのパルス放射線ビームを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項５】
請求項１乃至３のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記入力放射線は少なくとも１つのほぼ連続的な放射線ビームを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項６】
請求項５記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記ほぼ連続的な放射線ビームは少なくとも２つの離散周波数を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項７】
請求項５記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記ほぼ連続的な放射線ビームは複数の離散周波数を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項８】
請求項１乃至７のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブは０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中の少なくとも１つの周波数で放射線を発するように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項９】
請求項１乃至８のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記エミッタは０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中の複数の周波数を発するように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１０】
請求項１乃至９のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記エミッタは複数の離散周波数を有するほぼ連続的な放射線ビームを発するように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１１】
請求項１乃至１０のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記入力放射線は６００ｎｍ〜２μｍの範囲の中の少なくとも１つの波長を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１２】
請求項１乃至１１のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記周波数変換部は光学的に非線形な部分を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１３】
請求項１２記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記周波数変換部は、ＬｉＩＯ３、ＮＨ４Ｈ２ＰＯ４、ＡＤＰ、ＫＨ２ＰＯ４、ＫＨ２ＡＳＯ４、石英、ＡＩＰＯ４、ＺｎＯ、ＣｄＳ、ＧａＰ、ＧａＡｓ、ＢａＴｉＯ３、ＬｉＴａＯ３、ＬｉＮｂＯ３、Ｔｅ、Ｓｅ、ＺｎＴｅ、ＺｎＳｅ、Ｂａ２ＮａＮｂ５Ｏ１５、ＡｇＡｓＳ３、淡紅銀鉱、ＣｄＳｅ、ＣｄＧｅＡｓ２、ＡｇＧａＳｅ２、ＡｇＳｂＳ３、ＺｎＳ、ＤＡＳＴ（４−Ｎ−ｍｅｔｈｙｌｓｔｉｌｌｂａｚｏｌｉｕｍ）、又はＳｉ、の中の少なくとも１つを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１４】
請求項１乃至１３のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記周波数変換部には、該周波数変換部内のすべての点において前記入力放射線と前記発せられた放射線との少なくとも１つのうなり振動数の放射線位相を一致させるように構成された位相マッチング手段が備えられていることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１５】
請求項１乃至１１のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記周波数変換部は、光導電エミッタを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１６】
請求項１５記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記光導電エミッタは、低温ＧａＡｓ、半絶縁ＧａＡｓ、サファイア上のシリコン、半絶縁ＩｎＧａＡｓ、低温ＩｎＧａＡｓ、半絶縁ＩｎＰ、又はＡｓが埋め込まれたＧａＡｓを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１７】
請求項１５又は１６記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記周波数変換部は、ｐ−ｉ−ｎ型構造を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１８】
請求項１乃至１７のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記エミッタは、更に、前記周波数変換部上に前記入力放射線を集束させるレンズを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項１９】
請求項１乃至１８のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記入力放射線が前記エミッタから発せられたビームと共に透過されることを防ぐためのフィルタが設けられることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２０】
請求項１乃至１９のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記通信手段は光ファイバ・ケーブルを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２１】
請求項２０記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記通信手段は、光ファイバ・ケーブルを有し、
該光ファイバ・ケーブルは、該ファイバによって搬送される放射線に正の分散効果を有する一セクションと負の分散効果を有する別のセクションとの少なくとも２つのセクションを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２２】
請求項１乃至２１のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブには、負の分散効果を提供する分散シフト手段が備えられていることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２３】
請求項１乃至２２のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知器は非線形結晶を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２４】
請求項１乃至２３のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知器部は、ＬｉＩＯ３、ＮＨ４Ｈ２ＰＯ４、ＡＤＰ、ＫＨ２ＰＯ４、ＫＨ２ＡＳＯ４、石英、ＡＩＰＯ４、ＺｎＯ、ＣｄＳ、ＧａＰ、ＧａＡｓ、ＢａＴｉＯ３、ＬｉＴａＯ３、ＬｉＮｂＯ３、Ｔｅ、Ｓｅ、ＺｎＴｅ、ＺｎＳｅ、Ｂａ２ＮａＮｂ５Ｏ１５、ＡｇＡｓＳ３、淡紅銀鉱、ＣｄＳｅ、ＣｄＧｅＡｓ２、ＡｇＧａＳｅ２、ＡｇＳｂＳ３、ＺｎＳ、ＤＡＳＴ（４−Ｎ−ｍｅｔｈｙｌｓｔｉｌｌｂａｚｏｌｉｕｍ）、又はＳｉ、の中の少なくとも１つを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２５】
請求項１乃至１９のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知器は、光導電検知器を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２６】
請求項２５記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記光導電検知器は、低温ＧａＡｓ、半絶縁ＧａＡｓ、サファイア上のシリコン、半絶縁ＩｎＧａＡｓ、低温ＩｎＧａＡｓ、半絶縁ＩｎＰ、又はＡｓが埋め込まれたＧａＡｓを有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２７】
請求項２５又は２６記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記光導電検知器は、ｐ−ｉ−ｎ型構造を有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２８】
請求項１乃至２７のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知器は、前記プローブ内に配置され、
この検知された放射線からの情報は該検知された放射線と異なる波長を有する放射線によって前記プローブ外へ送信されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項２９】
請求項２８記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記放射線は、前記プローブ外へ送信される前に偏光されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３０】
請求項１乃至２９のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知された放射線内の情報は、該検知された放射線と異なる周波数の放射線へ転送され、
該放射線は検知器放射線供給手段によって前記検知器に供給されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３１】
請求項１乃至３０のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブ内にＣＣＤアレイが備えられることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３２】
請求項１乃至３１のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知器は所定の周波数の放射線を検知することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３３】
請求項１乃至３２のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知器は複数の周波数を検知するように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３４】
請求項３３記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記複数の周波数は複数の区別可能な周波数であることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３５】
請求項３３記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記複数の周波数の形態は一周波数帯域の形態であることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３６】
請求項１乃至３５のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブは前記検知器が前記サンプルによって透過された放射線を検知するように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３７】
請求項１乃至３６のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブは前記検知器が前記サンプルから反射された放射線を検知するように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３８】
請求項１乃至３７のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブは人体内若しくは動物体内に挿入されるように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項３９】
請求項１乃至３８のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブはキーホール手術において用いられるように構成されることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項４０】
請求項１乃至３９のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブの幅は最大で１０ｍｍであることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項４１】
請求項１乃至４０のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記サンプルの画像を生成する画像化手段を更に有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項４２】
請求項１乃至４１のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記検知された放射線から前記サンプルの組成に関する情報を求める組成分析手段を更に有することを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【請求項４３】
請求項１乃至４２のいずれか一記載のプローブ・アッセンブリであって、
前記プローブには歯締め付け装置が備えられていることを特徴とするプローブ・アッセンブリ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、０．１〜８４ＴＨｚの周波数を有する放射線を用いて、構造からの組成上の情報を画像化若しくは判定するのに用いられ得るプローブに関する。本発明は、更に、病んでいる歯を研究する方法にも関する。
【０００２】
最近、ＴＨｚの放射線を用いて、様々な方法で幅広いサンプルを見ることに多くの関心が集まっている。ＴＨｚ放射線は、サンプルの画像化にも画像の各ピクセルにおけるスペクトルを得るのにも用いることができる。ＴＨｚ放射線は、プラスチック、紙、織物、ダンボール、半導体、及び非極性有機物質などの乾燥していて、非金属で、非極性のオブジェクトのほとんどを貫通する。よって、箱やケースなどの内部を見るのにＸ線の代わりにＴＨｚ放射線を用いることができる。ＴＨｚは、Ｘ線と比べて低エネルギの非イオン化光子を有するため、ＴＨｚ放射線を用いることの健康へのリスクは従来のＸ線よりも大幅に低下すると予想される。
【０００３】
医療分野における画像化にＴＨｚを用いることが提案されてきている。しかし、ＴＨｚ放射線の貫通深さが人体の奥深いところの画像化を妨害するかもしれないと考えられている。更に、人体は強力なＴＨｚ放射線吸収剤として知られる水分を大量に含んでいるため、これはＴＨｚ放射線を持ちいて得られ得る有効画像化深度にも影響する。例えば、乾燥肌などの無水組織種類でさえも貫通深度を制限する。例えば、２．０ＴＨｚにおいて、湿った真皮に対してはα〜３５ｃｍ−１であり、乾燥した真皮に対してはα〜２９ｃｍ−１である。ここで使用可能な１ｍＷ平均電力レベルは、ＴＨｚを用いると湿った真皮の約４ｍｍしか検査できないことを示唆する。
【０００４】
よって、上記課題を解決するために、本発明は、体の器官を画像化するか或いはスペクトルを得るために人体内若しくは動物体内へ挿入され得るプローブを有するプローブ・アッセンブリに関する。よって、本発明は、人体若しくは動物体の内部を検査するＴＨｚ内視鏡として用いられ得る。例えば、本プローブは、患者の喉を通って挿入され、胃を検査したり、キーホール手術（体に鍵穴程度の小さな穴を開けるだけで済む手術）に用いられたりできる。当然、本プローブは外面を検査するのにも用いられ得る。
【０００５】
本プローブは主に医療用途について説明されるが、本プローブが非医学的用途にも用いられ得ることは明らかである。例えば、液体、気体、若しくは個体環境における遠隔プローブとして用いられることも可能であり、或いは、研究対象オブジェクトの特定の部分に対してＴＨｚ放射線を伝達させ検知する安全な手段として用いられることも可能である。又、この種の遠隔検出は、野原や工場の床の上などで画像化が要求される用途において特に重要である。持続レーザー若しくはパルス・レーザー、ＴＨｚを生成若しくは検知するのに用いられ得る電気及び／若しくは光成分は、温度や振動などの変化をしばしば検知する。これらの例において、パルス・レーザー及び／若しくは他の電気／光成分は、テラヘルツ測定／画像化位置から離れたオペレーションに適した制御された環境に配置され得る。
【０００６】
第１の態様において、本発明は、サンプルを検査するプローブ・アッセンブリであって、プローブと、該プローブと信号をやりとりする通信手段と、上記サンプルを照らす放射線を発するエミッタと、上記サンプルを透過した若しくは該サンプルから反射された放射線を検知する電磁気放射線検知器とを有し、上記エミッタは、入力放射線で照らされると該入力放射線とは異なる周波数の放射線を発する周波数変換部を有し、上記エミッタ若しくは上記検知器のうちの少なくとも１つは上記プローブ内に配置されているプローブ・アッセンブリを提供する。
【０００７】
この検知器はサンプルからの電磁気放射線を直接検知することに注意。検知器は、サンプルの光電流を検知するなどの間接的な方法で電磁気放射線を検知しない。
【０００８】
エミッタ及び検知器のいずれもがプローブ内に配置されていることが好ましい。エミッタがプローブ内に配置されていれば、上記通信手段は上記周波数変換手段用の入力放射線を供給するのに用いられ得る。エミッタか検知器のいずれか一方のみがプローブ内に配置されてもよいことは明らかである。例えば、エミッタがプローブ内に配置され、検知器はプローブから離れた大規模固定検知器であってもよい。別の方法として、検知器がプローブ内に配置され、エミッタがプローブから離れた固定式のものであってもよい。
【０００９】
上記プローブは、主としてＴＨｚプローブであることが意図されている。すると、エミッタはＴＨｚ放射線を発する。しかし、上記プローブはあらゆる種類の放射線と共に用いることができることは当業者には明らかであろう。本明細書の文脈において、ＴＨｚ放射線は０．１ＴＨｚから８４ＴＨｚまでの範囲内の放射線であり、０．２ＴＨｚ〜２０ＴＨｚの範囲内であればより好ましい。現時点では、ＴＨｚ放射線を大幅な損失無しに伝送できる光ケーブルなどは存在しない。よって、エミッタがプローブ内に配置されていれば、プローブにＴＨｚ放射線を直接供給することが可能でない。よって、エミッタはプローブに供給される放射線を所望の周波数レンジを有する放射線に変換する周波数変換部を有する。
【００１０】
プローブは、検知器が該プローブによって検査されているサンプルを透過した放射線を検知するように構成されてもよい。プローブは、更に、検知器がサンプルから反射された放射線を検知するように構成されてもよい。プローブは、透過放射線及び反射放射線の両方を検知するようにも構成され得る。
【００１１】
放射線は、連続的な放射線として供給されても、パルスを有する放射線として供給されてもよい。パルス放射線は複数の周波数を含む。一画像は放射線から生成され得る。及び／若しくは、組成情報は、いずれの周波数成分がより強いかを見ることによって、又は、屈折率若しくはパルスがオブジェクトを通過する際のフライト時間の修正を検査することによって、又は、これらのメカニズムの組み合わせによって、取得され得る。
【００１２】
パルス放射線は複数の周波数でサンプルを画像化することを可能にする点で有益的であるが、パルス・レーザー・ダイオードは比較的高価であり、更に、放射線パルスを光ファイバを通じて送信することが難しい。よって、持続波（ＣＷ）放射線を用いることも望ましい。このＣＷ放射線は、ＣＷレーザー・ダイオードによって供給され得る。シンプルな構成においては、２つの異なる周波数のＣＷ入力放射線が入力放射線としてプローブへ供給され、次いで、ＣＷ周波数が該２つの入力周波数と実質的に異なる周波数を有する放射線を生成するように構成された光学的に非線形な部分を用いてＴＨｚ放射線を生成するのに用いられる。別の方法として、上記２つのＣＷ入力周波数は、光導電アンテナを用いて、若しくは本明細書で言及される他の方法のいずれかを用いて、ＴＨｚ放射線を生成するのに用いられ得る。
【００１３】
サンプルを照らすのにＣＷ放射線を用いる場合、通常、サンプルを透過する若しくはサンプルから反射されるビームは基準ビームと比較され、該ビームがサンプルを通過する際に位相に依存する放射線量の変化を測定する。この基準ビームは、入力放射線から導かれることが好ましく、入力放射線周波数のすべてを有する。
【００１４】
上記簡素化されたケースは、２つの周波数だけを有するＣＷ放射線が実質的に単一の周波数を有するＴＨｚ放射線を生成するのに用いられる場合として説明された。しかし、複数の目立たない周波数を有するＴＨｚ放射線を生成するためにＣＷ入力放射線によって複数の目立たない周波数が提供され得る。このＣＷ放射線は、マルチモードで機能する単一のソースによって提供されてもよく、複数の単一周波数ＣＷソースによって提供されてもよい。例えば、これら別々のＣＷソースは、それぞれが自身の光ファイバ・ケーブルによって、プローブへ接続され得る。エミッタが異なる周波数生成を表すように構成されており、よって２つのＴＨｚ周波数がサンプルを照らす場合、これら２つの周波数は研究対象のサンプルにおける特定のコントラスト・メカニズムを実証するように選択され得る。
【００１５】
前述のように、エミッタに放射線を提供することが一般的には必要である。この放射線は６００ｎｍから２μｍまでの範囲の波長を有することが好ましい。以下「プローブ放射線」と呼ぶこの放射線は、例えばシリコンベースのケーブルなどの光ファイバ・ケーブルを通じてプローブへ供給されることが好ましい。プローブ・パルスという語は、パルス形状でプローブへ供給されるあらゆる放射線を表すのに用いられる。
【００１６】
所定波長の放射線を光ファイバ・ケーブルを通じて送信する問題はＴＨｚ放射線を該ケーブルを通じて送信することに関連する問題に比べればはるかに小さいが、光波長若しくは非赤外波長における放射線の分散は依然として発生する。これは発射された放射線に影響するため望ましくない。
【００１７】
本プローブ・アッセンブリは、プローブ放射線の分散を補償する手段を有することが好ましい。この手段は、放射線に負の分散効果を有するエミッタにおける分散シフト手段によって提供されてもよい。別の方法として、又は、分散シフト手段に加えて、通信手段（例えばファイバ）自体に正負の分散効果を交互に提供する２種類のセクションが備えられていてもよい。負の分散効果は、分散がシフトされたファイバを用いて生成され得る。これにより、プローブ放射線のパルスがエミッタに到着した時点で圧縮されたままであるようにすることができる。
【００１８】
周波数変換部は、第一周波数の放射線（入力放射線）で照らされると該第一周波数とは異なる周波数を有する放射線（発射放射線）を発するような良好な非線形光特性を有する材料を有し得る。周波数変換部は、結晶構造を有することが好ましい。周波数変換部用材料としては、ＬｉＩＯ３、ＮＨ４Ｈ２ＰＯ４、ＡＤＰ、ＫＨ２ＰＯ４、ＫＨ２ＡＳＯ４、石英、ＡＩＰＯ４、ＺｎＯ、ＣｄＳ、ＧａＰ、ＧａＡｓ、ＢａＴｉＯ３、ＬｉＴａＯ３、ＬｉＮｂＯ３、Ｔｅ、Ｓｅ、ＺｎＴｅ、ＺｎＳｅ、Ｂａ２ＮａＮｂ５Ｏ１５、ＡｇＡｓＳ３、淡紅銀鉱、ＣｄＳｅ、ＣｄＧｅＡｓ２、ＡｇＧａＳｅ２、ＡｇＳｂＳ３、ＺｎＳ、ＤＡＳＴ（４−Ｎ−ｍｅｔｈｙｌｓｔｉｌｌｂａｚｏｌｉｕｍ）、又はＳｉ、が考えられる。周波数変換部は、入力放射線の２つの周波数の差にほぼ等しい周波数を有する放射線を発するように構成されることがより好ましい。
【００１９】
例えば、光導電エミッタ及び検知器などの他の種類の周波数変換部を用いることも可能であり、いくつかの場合では好ましくすらある。光導電エミッタは、２つの電極を有する光導電部を有する。ＴＨｚ放射線を発するために、この光導電部は、少なくとも２つの異なる周波数を有する入力放射線で照らされ、適切なバイアスが掛けられると、該少なくとも２つの入力周波数の差にほぼ等しい周波数を有する放射線が発せられる。入力放射線はＴＨｚ放射線が発せられるように選択され得る。
【００２０】
スペクトラムの２５ＧＨｚ−５ＴＨｚ部分の電力を追加的に供給する能力は、内視鏡用途では重要である。なぜなら、ほとんどの組織は、これらの周波数において、液体による吸収がより優勢である５ＴＨｚ−２０ＴＨｚ帯域と比べてより高い進入深さ（及びより大きい透過率）を有するからである。
【００２１】
これら光導電生成器及び検知器の利点は、周波数レンジ：２５ＧＨｚ〜５００ＧＨｚをカバーすることである。ここで、エミッタからのピーク電力は通常３００ＧＨｚ〜５００ＧＨｚ付近に集まり、下は２５ＧＨｚまで伸びる。これにより、より低周波での大きな進入深さ得られ、より低周波での分散がより小さくなる（より長い波長となる）などの効果が得られる。更に、エミッタ及び検知器結晶における音量子に関する吸収／分散、位相マッチング、若しくは他の伝搬効果は、発射に差分周波数生成（ＤＦＧ）を用い、検知に電磁光学サンプリングを用いる構成の場合よりも問題とはならない。このような効果はテラヘルツ時間領域及び周波数領域波形に不要な構造を加え得る。この不要な構造は、画像にゴーストをもたらし、小さい屈折率コントラストを有するインターフェース（例えば、歯のエナメル質−象牙質インターフェース若しくは虫歯−エナメル質インターフェース、又は、皮膚の角質層−表皮インターフェース若しくは表皮−真皮インターフェースなど）からの反射を覆い得る。
【００２２】
更に、ファイバを通じて伝達され得る光パルス・エネルギ量は、非線形効果により制限される。従来のファイバは、通常、１０ｐＪ−ｎＪの範囲のパルス・エネルギと１００ｆｓ−１ｐｓのパルス幅とを有するファイバあたり２０〜３０ｍＷの平均光電力をサポートする。これは材料の種類、レーザー・パルス反復レート、波長などの設計によって大幅に変わり得るが、ＤＦＧ（分散周波数生成）は比較的大きく光パルス・エネルギ（理想的にはｎＪ−μＪレベル以上）に依存する。なぜなら、ｎＪレベルは、隣接する表面電極間のギャップが小さい（１〜１００μｍ）アンテナ構造における光導電生成を満足させ、１００ｆｓ−１ｐｓ未満のパルス幅と１０〜１００ＭＨｚのレーザー・パルス反復レートとを有する１０〜３０ｍＷの範囲の平均光電力を提供する。
【００２３】
この理由は、光導電エミッタにおいて、テラヘルツ電力は、例えばＤＦＧの場合のファイバ端からの光フィールドからではなく、主に電極に掛けられたバイアスによるフォトチャージの加速から導かれる。これは、光導電生成器を、テラヘルツ内視鏡において用いられる低パルス・エネルギ（よって低平均電力）・ファイバ伝達システムに特に良く適合させる。
【００２４】
関連する利点は、多くの内視鏡は先端のスコープだけでなく、光ファイバに光放射線を提供する近赤外／可視パルスレーザー自体のコンパクトな設計も必要とする。中でもエルビウム・ドープ・ファイバ・レーザー若しくはＣｒ：Ｌｉサファイア・レーザーは最もコンパクトでゴツゴツした形の光パルス・レーザーである。これらレーザーは、レーザー・ヘッド・サイズを削減すると共に、冷却要求をも減らした（標準的なＴｉ：サファイア技術によりも小さい電源とクーラーとが通常用いられ、Ｃｒ：Ｌｉサファイア・レーザーは限定された期間バッテリ無しで作動し得る）。更にこれらレーザーは、高価なポンプ・レーザーの必要性を除去したため、潜在的に安価でもある。これらレーザーの制限は、それらの多くは２０〜５０ｍＷに制限された平均光出力パワを有することである。このようなパワレベルにおいて、検知器及びエミッタを励起させるのに用いられる光ビームは慎重に管理される必要がある。このシナリオにおいて用いるための特に効率的な生成−検知方法は、光導電生成及びＥＯＳ検知である。これは、光導電スイッチ（２０〜５０ｍＷ）に向けられる光レーザーからの使用可能な光電力の大部分を許容すると共に、ＥＯＳ検知に必要な光プローブ・ビームにおいて最低限の電力（５〜２０μＷ）が用いられる。
【００２５】
低温ＧａＡｓ、半絶縁ＧａＡｓ、サファイア上のシリコン、半絶縁ＩｎＧａＡｓ、低温ＩｎＧａＡｓ、半絶縁ＩｎＰ、低温ＩｎＰ、及びＡｓが埋め込まれたＧａＡｓなどの異なる材料システムを含む様々な種類の光導電発射装置が用いられ得る。送信ラインに埋め込まれた古典的なダイポールに基づく表面電極、ボータイ・アンテナに埋め込まれたダイポール、及びストリップ送信ラインを用いてもよい。同様に、光導電検知器は上記材料システム及び電極ジオメトリを使用することが可能である。他の方法も従来技術から知られ、組み込まれ得る。
【００２６】
通常、２０〜５０ｍＷを超える平均光電力は、飽和及び考えられる加熱効果のために、光導電エミッタ及び検知器においては役に立たない。放射線ダメージ若しくは加熱ダメージ、及び／又は限定された装置寿命がもたらされる。
【００２７】
上記周波数変換部には、入力放射線及び発射放射線が周波数変換部を通る時にそれらの位相が互いに合っているように保つ位相マッチング手段が備えられていることがより好ましい。これら位相マッチング手段は、発射ビームの位相とプローブ放射線のうなり振動数成分の位相とが周波数変換部内のすべての点において一致するように、周波数変換部の屈折率を変えることによって提供されてもよい。
【００２８】
周波数変換部に加えて、エミッタは、更に、周波数変換部上にプローブ・パルスを集束させるレンズを有することが好ましい。ＴＨｚビームは、プローブに対してＴＨｚ窓を形成するＴＨｚコリメータを通じて発射されることが好ましい。プローブ・パルスからのパルスがＴＨｚビームと共に透過することを防ぐためのフィルタがエミッタに設けられてもよい。
【００２９】
前述のように、検知器は、透過したＴＨｚ放射線及び／若しくは反射されたＴＨｚ放射線を検知するのに用いられ得る。サンプルから発射された若しくはサンプルによって反射されたＴＨｚパルスは、ＴＨｚレンズによって集められる。検知器がプローブ内に設けられている場合、エミッタに加えて或いはエミッタの代わりに、検知器が同じ問題を有する。なぜなら、検知されたＴＨｚを分析のためにプローブ外部へ送信することができないからである。
【００３０】
よって、発射されたＴＨｚ若しくは反射されたＴＨｚによって運ばれる情報は、分析のためにプローブから離れて運ばれ得る媒体へ変換されなければならない。これは、検知されたＴＨｚ放射線における情報を異なる波長の放射線へ転送することによって、又は、検知されたＴＨｚ放射線によって運ばれる情報を電子の形へ変換することによって、実行されることが好ましい。
【００３１】
検知されたＴＨｚ放射線から情報を導く好ましい方法は、電気光学サンプリングと呼ばれるＡＣポッケルス効果によって提供される。すべてではないがほとんどの非線形材料はＡＣポッケルス効果を示す。この効果を示す材料上に可視光のパルスが入射すると、この可視光は反射されるか、及び／若しくは、その偏光を変えることなく該結晶を透過する。しかし、ＴＨｚパルスが光パルスとして該材料に同時に到達する場合、ＴＨｚ電界によって生じる複屈折の変化によってこの光パルスの偏光が変化する。従って、ＴＨｚパルス及び光パルスを非線形材料を通し、該光パルスの偏光の変化を測定することによって、ＴＨｚの存在を検知することが可能である。この光パルスは、エミッタにも提供されるプローブ・パルスであることが好ましい。本プローブ・アッセンブリは、プローブ・パルス及びＴＨｚパルスが非線形材料に同時に到達するようにプローブ・パルスを遅延させる遅延手段を更に有することが好ましい。
【００３２】
検知器に対する好ましい構成は、ＡＣポッケルス効果の原理に基づいて作動する。よって、検知器が非線形特性を有する検知部を有することが好ましい。好ましい検知部は、ＬｉＩＯ３、ＮＨ４Ｈ２ＰＯ４、ＡＤＰ、ＫＨ２ＰＯ４、ＫＨ２ＡＳＯ４、石英、ＡＩＰＯ４、ＺｎＯ、ＣｄＳ、ＧａＰ、ＧａＡｓ、ＢａＴｉＯ３、ＬｉＴａＯ３、ＬｉＮｂＯ３、Ｔｅ、Ｓｅ、ＺｎＴｅ、ＺｎＳｅ、Ｂａ２ＮａＮｂ５Ｏ１５、ＡｇＡｓＳ３、淡紅銀鉱、ＣｄＳｅ、ＣｄＧｅＡｓ２、ＡｇＧａＳｅ２、ＡｇＳｂＳ３、ＺｎＳ、ＤＡＳＴ（４−Ｎ−ｍｅｔｈｙｌｓｔｉｌｌｂａｚｏｌｉｕｍ）、又はＳｉである。
【００３３】
テラヘルツ内視鏡の別の重要な用途は、高帯域幅の検知器及びエミッタに基づいて分光学画像若しくは診断上の情報を生成することである。遠赤外（１００ＧＨｚ−２０ＴＨｚ）及び中間赤外（２０ＴＨｚ−８０ＴＨｚ）の範囲は有用である。なぜなら、前者のレンジでは分子間振動シグネチャが発生し、後者のレンジでは分子内振動が発生するからである。振動モードが質的に異なるこれら２つのレンジにおける吸収率及び反射率を求める能力は、分子を一意に識別することを可能にするかもしれない。これは、病んだ組織の診断においては重要である。
【００３４】
よって、このような用途において用いられる内視鏡プローブへ高帯域幅能力を組み込むことは重要である。このようなシステムにおける検知器は、光導電検知技術よりも高いその帯域幅からＥＯＳに基づくことが理想的である。前述のＥＯＳ用材料に加えて、興味ある周波数レンジの所定の角度において位相マッチングが実現されるようにセレン化ガリウム（ＧａＳｅ）をＥＯＳに用いてもよい（例えば、ＲＡ  Ｋａｉｎｄｌら、Ａｐｐｌｉｅｄ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  Ｌｅｔｔｅｒ  Ｖｏｌ．７５、ｎｏ８、１９９９年８月２３日、１０６０〜１０６２頁、参照）。同様に、光ポンプ・パワが制限されている場合に（例えば、ＤＦＧに対して要求される平均電力が通常１００ｓｍＷであるのに比し、通常自由空間におけるこのような装置においては最大１５〜２０ｍＷ光ポンプ・パワが用いられる）より高周波においてそのより優れた性能からｐ−Ｉ−ｎ型光ダイオードに基づく光導電エミッタ（例えば、Ａ  Ｌｅｉｔｅｎｓｔｏｒｆｅｒら、Ａｐｐｌｉｅｄ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  Ｌｅｔｔｅｒｓ、Ｖｏｌｕｍｅ７４  ｎｕｍｂｅｒ１１、１９９９年３月１５日、１５１６〜１５１８頁、参照）が発射に用いられてもよい。このように、ｐ−ｉ−ｎ型ダイオードは、広帯域幅（２５ＧＨｚ〜８０ＴＨｚ）内視鏡用途に対して理想的な光導電エミッタである。
【００３５】
しかし、光導電検知器も用いられ得る。このような検知器は、一般的に、光導電エミッタを参照して既に説明したような光導電材を有する。光導電材上には電極が設けられる。この電極は、送信ラインに埋め込まれた古典的なダイポールに基づく表面電極でもよく、ボータイ・アンテナに埋め込まれたダイポール及びストリップ送信ラインが用いられてもよい。
【００３６】
ＴＨｚ放射線と合成される放射線は、外部分析手段へ返送されてもよく、水平及び垂直偏光成分に分離されてもよい。次いで、これら直交する成分は、それらが単一ビームへ再合成される外部分析器へ個別に（すなわち、別々の光ファイバに沿って）返送され得る。別の方法として、水平及び垂直偏光成分は、偏光保持光ファイバを用いて共通線上で外部分析器へ返送され得る。
【００３７】
スペースを節約するため、光ビームは、検知部によって送信されるのとは反対に検知部において反射されることが好ましい。ＴＨｚ画像化情報を運ぶこの反射された光ビームは、次いでプローブから離れた分析手段による分析のために光ファイバを通って返送される。この分析手段は、検査対象サンプルの画像を生成するように構成されてもよく、及び／若しくは、検査点における該サンプルの組成上の情報を与えるように構成されてもよい。
【００３８】
この検知器は、プローブ放射線が入射プローブ放射線ビームとは異なる軸に沿って検知部へ反射されるように構成されてもよい。別の方法として、プローブ放射線は、検知部に供給され、同じパスに沿って検知部へ反射されてもよい。
【００３９】
これは、検知器が光ファイバサーキュラなどを有する場合に実現されることが好ましい。光ファイバサーキュラはプローブ放射線が該サーキュラを通って検知器結晶へ達するように送信されることを可能にする。すると、反射されたプローブ放射線はこの光ファイバ・サーキュラによって集められ、最初のプローブ放射線が該光ファイバ・サーキュラに入力されたところとは異なるポートから外へ送信されることが可能になる。
【００４０】
プローブ・パルスを検知されたＴＨｚ放射線と合成することは、検知部においてＴＨｚ信号と合成するためのプローブ放射線を反射するのに用いられ得る検知器にくさび形表面を設けることによって実現されてもよい。
【００４１】
検知された放射線は、検知器自体の中で更に処理されてもよい。前述と同様に、ＴＨｚ及び光パルスは合成され、光ファイバ・ケーブルを通じて送信され得る放射線が生成される。これを可視線と呼ぶが、光ファイバを通じて送信され得る放射線であればあらゆる放射線が用いられ得る。この放射線は、検知されたＴＨｚの存在によって回転させられた偏光ベクトルを有する。ＴＨｚと合成された可視線は、検知器の可変偏光子を通過し得る。この偏光子は、ＴＨｚによって回転させられた偏光を持たない光をブロックするように設定され得る。
【００４２】
偏光子からの出力は、次いで、検知器内に設けられたＣＣＤアレイ内へ直接読み取られ得る。その時、このＣＣＤアレイは情報を画像分析器へ返送し得る。別の方法として、複数の光ファイバがプローブ放射線が偏光子を通過した後の検知器から離れるように該プローブ放射線の空間変動を方向付けるように設けられてもよい。これは、プローブ放射線偏光の空間変動を通じてＴＨｚビームの空間変動を測定することを許容する。すると、これら光ファイバは、外部分析手段を備えたＣＣＤカメラへ導き得る。これにより空間解像度が向上し、ＴＨｚビームの異なる空間エリアでエンコードされたプローブ放射線の異なる空間セクションをＣＣＤによって解決し、ＴＨｚが透過した若しくは反射されたオブジェクトの画像を得るという画像化能力を持つことができる。
【００４３】
使用中、エミッタはサンプル・エリアを照らし、検知器はこのサンプル・エリアからの放射線を検知する。偏光子から外部ＣＣＤカメラへ戻される信号を運ぶのに検知器内のＣＣＤカメラ又は検知器内の光ファイバ束を用いることによって、プローブが単一のサンプル・エリアからの空間情報を検知することを可能にする。したがって、この技術は、プローブの解像度を向上させるのに用いられ得る。
【００４４】
プローブは、前述のように作動し得る単一の検知ヘッドを有してよい。別の方法として、プローブは、複数の検知ヘッドを有してもよい。これら検知ヘッドは、エミッタの周囲に束として配置されてもよい。これらヘッドのそれぞれは、ＴＨｚ放射線をプローブ・パルスからの光ビームと合成するために前述の検知器を有してもよい。この方法によって生成された光放射は、外部分析手段へ返送され得る。又は、各検知ヘッドからの放射線は偏光子及びできる限りＣＣＤアレイに返送され得る。単一のＣＣＤアレイはすべての検知ヘッドに対して備えら得る。
【００４５】
各ファイバには、自身の検知部が備えられてもよい。別の方法として、各ファイバは１つの大規模検知部へ出力してもよい。検知部及び周波数変換部は同じ材料であることも可能なため、検知部は周波数変換部として用いられてもよい。その場合、エミッタ及び検知器は一体化された周波数変換部／検知部の異なる部分を用いる。
【００４６】
エミッタ及び検知器がいずれもプローブ内に配置される場合、プローブは複数のデザインを採り得る。プローブには別々のエミッタ及び検知器が備えられ、エミッタへの入力信号は異なるケーブルを通じて検知器のそれへ転送されることも可能である。エミッタ及び検知器は同じハウジング内に設けられてもよいが、装置は、検知器は透過した放射線を検知するのみであり、エミッタは画像化されるオブジェクトの検知器とは反対側に位置するように構成されてもよい。検知器は、エミッタが空間的に検知器から離れている場合、反射によって作動してもよい。この場合、検知器はオブジェクトのエミッタと同じ側に設けられ、できればエミッタと同じハウジング内に設けられる。
【００４７】
検知器及びエミッタは透過測定及び反射測定の両方を実行するために同じプローブに収容され得るが、エミッタは検知器無しのプローブに設けられてもよい。例えば、エミッタは、先端スコープに設けられ、検知器は体の外に設けられた大規模角度検知器であってもよい。よって、第二の態様において、本発明は、サンプルを検査するプローブ・アッセンブリであって、プローブと、該プローブと信号をやりとりする通信手段と、上記サンプルを照らす放射線を発するエミッタと、上記サンプルを透過した若しくは該サンプルから反射された放射線を検知する電磁気放射線検知器とを有し、上記エミッタは、入力放射線で照らされると該入力放射線とは異なる周波数の放射線を発する周波数変換部を有すると共に、上記プローブ内に配置されているプローブ・アッセンブリを提供する。
【００４８】
同様に、検知器のみがプローブ内に設けられてもよい。よって、第三の態様において、本発明は、サンプルを検査するプローブ・アッセンブリであって、プローブと、該プローブと信号をやりとりする通信手段と、上記サンプルを照らす放射線を発するエミッタと、上記サンプルを透過した若しくは該サンプルから反射された放射線を検知する電磁気放射線検知器とを有し、上記エミッタは、入力放射線で照らされると該入力放射線とは異なる周波数の放射線を発する周波数変換部を有し、上記検知器は、上記プローブ内に配置され、この検知された放射線からの情報は該検知された放射線と異なる波長を有する放射線によって上記プローブ外へ送信されるプローブ・アッセンブリを提供する。
【００４９】
エミッタは、入力放射線を必要とする種類であることが好ましい。しかし、エミッタは、放射線を生成するのに電気入力のみを必要とするＴＨｚエミッタでもよい。
【００５０】
本プローブは、多くの異なる使用に対して構成され得る。本プローブは、人体内若しくは動物体内へ挿入され得る内視鏡として構成され得る。本プローブ・アッセンブリは、キーホール手術で用いるために非常に小さく（ミクロン・オーダーで）作られてもよい。挿入されるプローブの幅は５０ｍｍ未満であることが好ましく、１０ｍｍ未満であることがより好ましく、１ｍｍ未満であることが更に好ましく、１００μｍ未満であることが非常に好ましい。
【００５１】
画像を生成するために、本プローブ・アッセンブリは、サンプルの画像を生成する画像化手段を更に有することが好ましい。本プローブ・アッセンブリは、更に、検知された放射線から該サンプルの組成に関する情報を求める組成分析手段を有してもよい。このような組成上の情報を求めることを可能にするＴＨｚ周波数領域における区別可能な吸収パターンを持つことを示す材料もある。
【００５２】
本プローブは特に歯の画像化に用いられる。このため、本プローブには歯の両側にそれぞれエミッタ及び検知器を配置させるための歯締め付け装置が備えられていてもよい。
【００５３】
ＴＨｚ放射線は歯及び歯の病気（特に虫歯）の研究に対して価値ある技術を提供する。エナメル質層及び象牙質層における虫歯若しくは歯の侵食は英国の人口の９０％に影響する深刻な問題である。砂糖及び他の物質を多く含んだ食べ物及び飲料の摂取により、世界的規模の虫歯発生が次の１０年の間にかなり発生することが予想される。診断用選択式画像化技術を用いた人口の頻繁な若しくは定期的な検診により、虫歯発生は劇的に減り、人口の歯の健康は劇的に向上し、世界中の公共医療サービス、保険会社、及び患者は大規模且つ大幅にコスト節約になるであろう。
【００５４】
現在、要求される有病正診率及び選択性のレベルにおいて異なる種類の虫歯に関する総合的な情報をもたらす画像化技術は無い。更に、Ｘ線投影法などの現在の技術は不十分であるだけでなく、定期な検診においてイオン化放射線を用いることによる深刻な安全性への懸念を発生させる。特に、たとえ半定期的であれ子供にＸ線を浴びせることには深刻な懸念が存在する。
【００５５】
虫歯は、一般的に、歯に付着・体積した微生物の酸によって歯の硬い組織が局所的に破壊された感染病と考えられている。虫歯は、エナメル質領域における表面の創造若しくはサブ表面の損傷により進行する。歯表面上の砂糖若しくは他の物質から作成された酸はエナメル質に染み込み、エナメル質表面の下若しくは上に損傷を形成する。これら損傷は、ゆくゆくは象牙質内へ成長若しくは移転し象牙質層を破壊するかもしれない。損傷の拡大は、エナメル質表面に巨視的に見ることができる崩壊や小さい穴の形成を伴わずにエナメル質−象牙質接合部に達し得る。損傷はエナメル質及び象牙質からミネラルを奪う。象牙質の約７０％はミネラルであり、エナメル質の約９９％はミネラルである。侵食は象牙質若しくはエナメル質の化学的変化を伴い、場合によってはこの領域の水分含有量を変化させる。
【００５６】
虫歯を識別する従前の技術は、数量的でなく、単に見過ごされる多くの虫歯損傷を検知することができない視覚的な検査を含み、感知できるほどの診断情報を供給しない。残りの主な技術はＸ線投影法である。Ｘ線は、通常、初期齲蝕に対して４０％以下、及び二次齲蝕に対して２０％未満の有病正診率（病気を検知する確率）を有する。健康的なエナメル質などの組織はほぼ全体がミネラルから成るため、Ｘ線を用いて齲蝕を検知するためには、比較的はっきりとしたカルシウムの損失が必要となる。
【００５７】
数量的微大投影法はここ何年も大幅に向上してきているが、Ｘ線はエナメル質におけるわずかなミネラル損失を測定するのには比較的不十分であると考えられる。例えば、虫歯を有し、可視的検査によって時々検査され得る組織の気孔率のわずかな変化は、投影法の写真上において検知される実際のミネラル損失を十分に有しないことが多い。加えて、人口特に子供の頻繁な若しくは定期的な検診は虫歯の発生を劇的に減らすであろうが、イオン化放射線を過剰且つ定期的に浴びせることに対する懸念のためにＸ線を用いて行うことができない。
【００５８】
近赤外蛍光（λ＝６３３ｎｍ）、偏光顕微鏡検査、及び数量的蛍光も虫歯を検知するのに用いられているが、ａ）象牙質層まで進行・感染しないと虫歯を検知できない、ｂ）これら短い波長では放射線が散乱する、ｃ）信号を遮る歯上の汚れによる散乱／吸収、ｄ）エナメル質より下方へのプローブ深度が限定されている、又は、ｅ）これらメカニズムの組み合わせ、のいずれかによって制限される。超音波などの他の画像化技術は、歯上に平面が無いことによって制限されるか、或いはＭＲＩの場合であれば過剰なコストによって制限される。より安全で、有病正診率及び選択性が高い虫歯を検知する手段に対する必要性が存在するのは明らかである。更に、上記方法はいずれも二次齲蝕に対して有病正診率が高くない。二次齲蝕は、歯の充填物の周りに現れる虫歯を表すのに用いられる語である。更に、二次齲蝕は、Ｘ線による有病正診率が非常に低く（２０％未満）、充填物の存在のために光学技術による有病正診率も悪い。しかし、プラスチック、樹脂、ポリマー、シリカ、若しくは多くの他の材料から成る新しい充填物はＴＨｚ周波数において部分的にトランスペアレントであり、二次齲蝕のより簡易な検知を可能にする。
【００５９】
ＴＨｚ周波数レンジの放射線は歯を研究するのに特に有用な道具である。よって、第四の態様において、本発明は、虫歯を検知する方法であって、（ａ）０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中の少なくとも１つの周波数を有する放射線ビームで歯を照らし、（ｂ）該歯からの放射線を検知して画像データを取得し、（ｃ）該画像データを処理して該歯に虫歯が存在するかを判定する方法を提供する。
【００６０】
この放射線ビームは、複数の周波数を有するパルス放射線ビームでもよく、単一の周波数若しくは複数の区別可能な周波数を有するほぼ連続的な放射線ビームであってもよい。
【００６１】
本発明の第四の態様の方法は、一次齲蝕若しくは二次齲蝕を検知するのに用いることができる。
【００６２】
虫歯を有する歯と虫歯の無い歯との間には多くの差が存在する。虫歯の存在は多くの方法によって検知され得る。
【００６３】
虫歯の無い歯において、エナメル質は、硬く輝いて見え、該エナメル質がガラスのような外観を有するように非常に堅くパックされたヒドロキシアパタイト結晶から成る。エナメル質のこの結晶は、ロッド及びインターロッド・エナメル質を形成するように順序良く配置されている。ロッドの表面端（周囲）において、ロッド・エナメル質はプリズム形状に終端処理される。ロッドのパッキングは、ロッド及びインターロッド・エナメル質に比べてロッド周囲の方がわずかに緩い。したがって、エナメル質層は、高度な結晶質であり、高度の構造上の順番を持つ。結晶のパッキングが巨視的なレベルにおいて非常にきつくても、隣接する結晶間にはわずかな隙間がある。これら隙間は、水及び他の有機物質で満たされる。これら隙間はエナメル質の気孔を構成する。
【００６４】
虫歯が存在するためにエナメル質からミネラルが取り除かれると、個々の結晶が小さくなる。化学的変化及び構造的変化に加えて、この脱塩は組織の気孔率の増加として観測され得る結晶間隙間の拡大をもたらす。よって、エナメル質はより多孔となる。このため、組織気孔率の変化を数量化したものを組織からのミネラル損失のインジケータとして用いることができる。
【００６５】
よって、本発明の第四の態様の方法は、エナメル質の気孔率の変化を検知するように構成され得ることが好ましい。
【００６６】
きつくパックされた結晶全体によって形成される全ミネラル表面について考えると、すべての関係する結晶からの極めてわずかなミネラル損失が、結晶間隙間の比例的なよりはっきりとした増加をもたらす。このため、エナメル質の気孔率の変化は、エナメル質における非常にわずかなミネラル損失でさえも表す非常に感度の良いインジケータである。すると、組織気孔率のわずかな増加は可視波長におけるエナメル質の光学特性の変化をもたらし、よって歯内で散乱する態様の変化をもたらす。この光学特性の変化は、結晶材（例えば、可視的に屈折率ｎ＝１．６２を有するヒドロキシアパタイト）の気孔（気孔内の流体特性ｎを有する；例えば、水ｎ＝１．３３）変化に対する比、及びそれによる吸収などの巨視的指標及び他の数字が変化するため、発生する。
【００６７】
テラヘルツ周波数レンジ（すなわち、０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚ）における放射線を用いた歯の検査は、多くの様々な技術を用いて実行され得る。単一周波数のＴＨｚ放射線が用いられてもよい。しかし、ＴＨｚ放射線のパルスの形で供給される複数の周波数を用いて歯が検査されるのがより好ましい。
【００６８】
このパルスから１つの周波数が検知されてもよく、複数の周波数が検知されてもよい。
【００６９】
虫歯の存在を判定するために、ＴＨｚ放射線を用いて多くの異なるパラメータが測定されてもよい。
・吸収係数α（ω）：ＴＨｚパルスの全周波数帯域幅（いわゆる全整色吸収画像）におけるもの、或いは、固定周波数ω若しくは選択周波数におけるＴＨｚパルスによって覆われた限定された周波数レンジ（いわゆる単色吸収画像）におけるもの。
・オブジェクト厚さ：フライト時間画像
・屈折率ｎ（ω）：屈折率画像、固定周波数（いわゆる単色画像）におけるもの、或いは、全帯域幅におけるもの（いわゆる全整色画像）。
【００７０】
エナメル質における虫歯損傷の検知に対するこれらメカニズムの適用を以下に説明する。
【００７１】
ＴＨｚパルスの全周波数帯域幅における吸収係数α（ω）は、脱塩に関連した化学的変化を検知するのに用いられ得る。エナメル質における虫歯を伴う脱塩は、０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの周波数レンジにおける吸収帯域を大幅に変化させる。例えば、エナメル質領域と象牙質領域との間の主要な差の１つは無機物化の程度である。前述のように、エナメル質はその約９９％がミネラルであるが、象牙質はその約７０％がミネラルである。従って、象牙質よりもエナメル質の方が無機物化の程度が高い。これにより、これら２つの領域間において、ＴＨｚパルスの全周波数帯域幅における総合吸収係数α（ω）は異なることになる。
【００７２】
脱塩は、それら領域が虫歯である場合の細菌の存在などの他の化学的差と同じように、２つの領域の水分含有量の差も伴う。エナメル質で発生し得る他の化学的変化は、エナメル質アパタイトとその周囲の液相との間の反応を含む。これらは、更に、ＴＨｚ領域における特徴的なスペクトル・シグネチャを有してもよい。
【００７３】
虫歯が進行した段階において、進行中の酸の攻撃のために、エナメル質の虫歯損傷は、ついに、エナメル質の厚さを通るほど脱塩し（穴が開き）、組織が崩落する。歯垢微生物で満たされた齲窩が成長する。これは、ＴＨｚによって識別及び診断可能なＴＨｚレンジにおける異なる吸収スペクトラムを生成する重大な化学変化を示す。
【００７４】
水についての吸収の変化も虫歯の存在を示すためにＴＨｚによって検知され得る。
【００７５】
よって、本発明の好ましい方法において、画像は、歯の水分含有量を求めるために処理される。
【００７６】
全整色ＴＨｚ技術によって形成される画像は、水分含有量に対して非常に感度が良い。これは、強く且つ周波数に依存する水の吸収スペクトラムによって実証される。従って、虫歯領域と非虫歯領域との間の水分含有量の差（気孔率の増加という点から既述）もエナメル質の虫歯領域の識別においてＴＨｚ検査技術を用いることを可能にする。特に、虫歯領域若しくはその近くで気孔率が増加すると、これらの領域における全整色吸収が増加し、健康な組織と虫歯の組織との間にＴＨｚを用いたコントラスト・メカニズムをもたらす。
【００７７】
ＴＨｚは、更に、結晶化の変化に関連する吸収の変化を見るのにも用いられ得る。最後に、虫歯によって引き起こされるエナメル質の構造的差、すなわちエナメル質における結晶構造若しくはロッド／レイヤ順序の崩壊若しくは変化が、虫歯を通じた脱塩を伴う結晶構造においてフォノン及び低周波振動モードが変化するために、ＴＨｚ全整色吸収を変化させる。
【００７８】
物質密度に関連する吸収の変化もＴＨｚを用いて検知され得る。上記パラメータに加えて、物質密度も有効吸収係数に影響する（物質密度が高まるほど、単位体積当たりのα（ω）が大きくなる）。よって、虫歯による変化、脱塩に起因する物質によって引き起こされる密度変化、気孔率による水濃度の変化などによるヒドロキシアパタイト結晶の密度の差はすべてα（ω）の変化として現れ、よって歯を通る透過において虫歯領域を識別することを可能にする。
【００７９】
上記技術は全整色画像化である。しかし、吸収係数が単一の若しくは制限された周波数レンジにおいて測定される単色技術を用いることもできる。既に詳述したのと同じ理由、すなわち脱塩による化学的組成の差、水分含有量の変化、構造上の差、及び密度の差により、特定のωにおけるα（ω）は健康なエナメル質と虫歯のエナメル質との間で異なる。よって、異なるα（ω）対ωは、異なるωにおける様々な異なる単色透過画像若しくは吸収画像を虫歯組織と健康な組織との間のコントラストが最大となるように組み立てることを可能にする。
【００８０】
ＴＨｚは、更に、検査対象オブジェクトの厚さを検知するのにも用いられ得る。故に、ＴＨｚはフライト時間技術を用いて、すなわちＴＨｚパルスが検査対象オブジェクトを通って進むのに掛かる時間を測定することによって、エナメル質の厚さを求めるのに用いられ得る。ある特定の例において、虫歯はエナメル質の厚さを削減することができる。エナメル質は歯牙萌出中に変化するため、最終的なエナメル質表面は虫に食われたように見えるかもしれず、エナメル質の最も外側の数ミクロンのエリアは消えているからもしれない。これら変化は、従来の手段を用いては、臨床的でなく、巨視的でもない。エナメル質厚さにおける他の変化も虫歯を伴い得る。ＴＨｚ画像は、歯厚さに直接関連する歯を通るＴＨｚパルスのフライト時間から構成されてもよいため、ＴＰＩフライト画像は１μｍほどのエナメル質厚さのわずかな変化をもたらすエナメル質における虫歯損傷を識別するのに用いられてもよい。
【００８１】
前述のように、屈折率も測定され得る。屈折率画像もフライト時間の測定値である。エナメル質と象牙質＋エナメル質との間の屈折率の大きな差は、エナメル質におけるフライト時間を大幅に長くする。よって、各ピクセルにおけるフライト時間若しくは等価的な屈折率ｎ（ω）をプロットすることによって、オブジェクトの画像が形成され得る。
【００８２】
この場合もやはり、エナメル質と象牙質との間の屈折率の差が２つの物質間の化学的組成、気孔率、構造、及び密度の差を反映している。脱塩及び他の要因に起因する虫歯領域と非虫歯領域との間の差のために、ｎ（ω）の同様の変化が上記領域間で発生する可能性が高い。
【００８３】
屈折率は、脱塩に関連する化学的変化を検査するのにも用いられ得る。エナメル質における虫歯を伴う脱塩は、ＴＨｚ実験において検査される帯域幅における屈折率ｎ（ω）の大幅な変化をもたらし得る化学的変化を導くはずである。例えば、エナメル質領域と象牙質領域との間の主要な差の１つは無機物化の程度である。前述のように、エナメル質はその約９９％がミネラルであるが、象牙質はその約７０％がミネラルである。従って、象牙質よりもエナメル質の方が無機物化の程度が高い。これにより、これら２つの領域間において、ＴＨｚパルスの全周波数帯域幅における総合吸収係数α（ω）は異なることになる。この差は、それら領域が虫歯である場合の細菌の存在などの他の化学的差と同じように、２つの領域の水分含有量の差も反映し得るが、全体的な差は、ＴＨｚレンジにおける全整色ｎ（ω）がエナメル質における虫歯に関連する脱塩をモニタリングするのに有用なメカニズムであることを示唆する。
【００８４】
屈折率も水に関連する屈折率の差を検査するのに用いられ得る。実際、全整色ＴＨｚによって形成される画像は、水分含有量に対して非常に感度が良い。これは、ＴＨｚ／赤外線周波数レンジにわたっておよそ１．３から３．３まで変化する、強く且つ周波数に依存する水のｎ（ω）スペクトラムによって実証される。従って、虫歯領域と非虫歯領域との間の水分含有量の差（気孔率の増加という点から既述）も単にフライト時間をプロットすることによってエナメル質の虫歯領域の識別にＴＨｚ全整色ｎ（ω）画像を用いることを可能にする。特に、虫歯領域若しくはその近くで気孔率が増加すると、これらの領域におけるｎ（ω）が異なり、ＴＨｚにおいて健康な組織と虫歯の組織との間にコントラスト・メカニズムがもたらされる。
【００８５】
ｎ（ω）の変化も結晶化の変化に関連付けることができる。最後に、虫歯によって引き起こされるエナメル質の構造的差、すなわちエナメル質における結晶構造若しくはロッド／レイヤ順序の崩壊若しくは変化が、虫歯を通じた脱塩を伴う結晶構造においてフォノン及び低周波振動モードが変化するために、ＴＨｚ全整色ｎ（ω）を変化させる。加えて、ｎ（ω）は多くの物質において結晶構造に依存する物質の複屈折によって決定される。よって、ｎ（ω）は、特定の複屈折を有する、エナメル質のテンソル量（非スカラー量）であってもよい。この複屈折は、虫歯に関連する脱塩中にも変化し得るため、偏光感応ＴＨｚを用いて検知され得る。
【００８６】
屈折率の変化は物質密度に関連する。上記パラメータに加えて、物質密度もｎ（ω）に影響する（物質密度が高まるほど、単位体積当たりのｎ（ω）が大きくなる）。よって、虫歯による変化、脱塩に起因する物質によって引き起こされる密度変化、気孔率による水濃度の変化などによるヒドロキシアパタイト結晶の密度の差はすべてｎ（ω）の変化として現れる。
【００８７】
吸収係数と同様に、全整色画像（前述）及び単色画像は、フライト時間から形成されてもよく、及び／若しくは複合フーリエ・スペクトラムのモデリングから形成されてもよい。
【００８８】
虫歯損傷がエナメル質と象牙質との接合部に達すると、たくさんの気孔が開いたエナメル質損傷が象牙質内への酸の更なる拡散を許容する。象牙質の関連部分中に即時反応が見られる。エナメル質と異なり、象牙質及びその下の歯髄腔は、象牙質芽細胞が象牙質を形作る何千もの細管へ伸びて拡張している生きている組織の切り離せない部分を有し、細胞体は髄室を一列に並べる。象牙質芽細胞は皮膚の繊維芽細胞及び他の組織と類似した、象牙質を組み立て、それを実質的に保持する特殊な結合組織細胞である。
【００８９】
象牙質の構造的特徴は複雑である。象牙質芽細胞は、象牙質の内表面上及び髄の外周上に位置する。それらは、歯髄腔から（エナメル質に隣接する）象牙質マントルまでずっと延在する。それらは、髄から取り除かれた象牙質において最大で５ｍｍの長さと通常は１μｍの幅とを有し得る細管を形成する。象牙質芽細胞プロセスによって占められる空間は、それらがデントジェニシス（象牙質の成長）中に長くなっていくため、無機物化された象牙質を通って延びる長い管の形状を有する。それらは、細胞質及びゲルで満たされ、象牙質細管と呼ばれる。細管は規則的に配置される。それは歯の種類及びその歯における位置に依存した特定の配置である。細管は、通常。２０，０００本／ｍｍ２ほど発見される。細管の壁は、非常に密度が高く、無機物化されたペリチューブラ象牙質と呼ばれる物質である。ペリチューブラは、六角形のプリズムの形をしたヒドロキシアパタイト結晶である。ペリチューブラ象牙質のコーティングを有する象牙細管は、より低密度に無機物化された管間象牙質によって互いに分離される。管間象牙質は、象牙細管の通路に対して垂直に位置し、象牙細管を網の目状にする、織り合わせられた構造を形成する膠原線維から成る。
【００９０】
エナメル質の虫歯損傷の進行面がエナメル質と象牙質との接合部に達すると、エナメル質の透過性が増加した結果として、酸、酵素、及び他の刺激が象牙質に達する。エナメル質損傷のすぐ隣りのアペックスにおいて、象牙質の脱塩が発生し、それはエナメル質と象牙質との接合部を通って周辺に広がる。このゾーンは、脱塩ゾーンと呼ばれる。脱塩エリア及びそのすぐ周囲のエリアに対応する象牙細管において、管状硬化が見られる。象牙質の損傷の中心において、崩壊プロセスは強烈であるため、細胞プロセスは、反応できる前に、明らかに歯髄腔へ後退しなければならないかもしれない。
【００９１】
エナメル質の細菌侵入後、エナメル質に隣接する脱塩された象牙質層も細菌によって侵入され、象牙質の有機マトリックスを崩壊させる可能性を有する範囲の加水分解酵素が生成される。脱塩された象牙質の中心に位置する象牙細管グループは、しばしば見られ、微生物によって侵入され得るいわゆる死帯を形成する。このような細管の中には、比較的長く、比較的不規則な結晶を含んでもよいものもある。最後に、象牙質の侵入に対する髄の反応は原生象牙質よりも大幅に少ない数の追加的で不規則な細管を象牙質に形成することを導き得る。
【００９２】
よって、虫歯は象牙質のかなりの構造上の変化及び化学的変化を生成する。
【００９３】
ＴＨｚは、歯の髄腔に関連付けられるエリアを検査するのにも用いられ得る。歯髄腔は、血液、水、及び神経組織を含む軟組織から成る。この能力をＴＨｚが水及び血液を検査するのに用いられ得るという事実と組み合わせると、ＴＨｚは、歯髄腔への血流速度、歯髄腔における歯髄結石の存在、及び歯髄腔内のあらゆる細菌（ｂａｃｔｅｒｉａ若しくはｇｅｒｍ）に関する情報を提供するのに使える。全整色吸収画像化及び単色吸収画像化はいずれも、フライト時間画像化と同様に、歯髄腔診断に使える。
【００９４】
第五の態様において、本発明は、歯の歯髄腔内への血流を検知する方法であって、（ａ）０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中の少なくとも１つの周波数を有する放射線ビームで歯を照らし、（ｂ）該歯からの放射線を検知して画像データを取得し、（ｃ）該画像データを処理して該歯の歯髄腔内への血流を判定する方法を提供する。
【００９５】
放射線ビームは、複数の周波数を有するパルス放射線ビームでもよく、単一の若しくは複数の区別可能な周波数を有するほぼ連続的な放射線ビームでもよい。
【００９６】
ＴＨｚは歯周病を検知するのにも用いられ得る。歯周病は歯肉、骨、及び他の歯支持組織に影響する。ほとんどの個人が時々歯肉炎に苦しんでいるにもかかわらず、人口の約１０％がこの病気のより深刻な症状である支持骨の損失を生じさせる症状に苦しんでいるように見える。このグループは、歯周病を通じて歯を失うという最大の危機にさらされている。歯の上に定期的に集まる細菌がこれを生じさせる。特に、歯周病は、歯の基礎における薄皮層若しくは粘膜層の下の骨が弱くなることを通じて現れる。原因として３つの主要な要因が考えられる。家系、ストレス、及び喫煙がすべて重要な危険要因である。喫煙をやめることは重要である。糖尿病などの特定の一般的な病気も個人をより敏感にし得る。歯周病の兆候及び症状は非常に可変的であるが、歯磨き時に歯肉から血が流れることは含み得る。又、より進行した病気の兆候は、例えば歯が移動する、歯が浮くなどである。
【００９７】
しかし、これらの兆候に気が付かずにこの病気を有することも可能である。時々Ｘ線を含む特殊評価技術が定期的歯科検診の一部として実行され得るように定期的に一般的な開業歯科医に通うことが基本である。Ｘ線に関連する制限は、イオン化放射線を用いた歯の頻繁な検診に関連する危険と、健康な骨と弱まった骨との間の十分なコントラストとを含む。歯周病は、伝統的に、歯に関して溝若しくはカフスの深さを測定することによっても、歯槽骨の高さを実証する歯科投影法を用いることによっても診断される。これら診断手順は、過去４０年ほとんど変わっていない。しかし、今日、歯周病の診断を可能にする新しい診断テストの開発及び適用と定期的に監視されるその治療効果とにかなりの関心が集まっている。
【００９８】
第六の態様において、本発明は、歯における歯周病を検知する方法であって、（ａ）０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中から選択された複数の周波数を有する放射線ビームで歯を支える骨を照らし、（ｂ）該骨からの放射線を検知して画像データを取得し、（ｃ）該画像データを処理して歯周病が存在するかを判定する方法を提供する。
【００９９】
放射線ビームは、複数の周波数を有するパルス放射線ビームでもよく、単一の若しくは複数の区別可能な周波数を有するほぼ連続的な放射線ビームでもよい。
【０１００】
ＴＨｚは骨を画像化するのに用いられ得る。更に、１）密度、２）硬さ、３）構造、若しくは４）化学的組成の変化が、ＴＨｚを用いることによって使用可能なコントラスト・メカニズムの原因となる数量変化をもたらす。
【０１０１】
本発明の第五及び第六の態様に係る方法は、歯若しくは骨の吸収係数又は歯若しくは骨の屈折率を求めるようにデータが処理される場合に役立つ。
【０１０２】
本発明の第二乃至第四の態様のいずれかに係る方法において導かれた画像は、歯の組成の差を求めるために、又は、歯若しくは骨の正確な組成を求めるために処理され得る。該画像を生成する特に好ましい方法は、歯若しくは骨からの放射線を該歯若しくは骨を通っていない放射線と比較し、該歯若しくは骨を通った放射線と該歯若しくは骨を通っていない放射線との間の遅延を計算し、該歯若しくは骨の異なる点に対して上記遅延をプロットすることによって実現され得る。
【０１０３】
検知されたＴＨｚから導かれるデータは、該歯若しくは骨の組成上の情報を求めるのに用いられ得ると共に、該歯の吸収特性に影響を与えることが判っている細菌の存在を検知するのにも用いられ得る。
【０１０４】
第七の態様において、本発明は、歯における虫歯を画像化する装置であって、（ａ）０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中の少なくとも１つの周波数を有する放射線ビームで歯を照らす手段と、（ｂ）該歯からの放射線を検知して画像データを取得する手段と、（ｃ）該画像データを処理して該歯に虫歯が存在するかを判定する手段とを有する装置を提供する。
【０１０５】
放射線ビームは、複数の周波数を有するパルス放射線ビームでもよく、単一の若しくは複数の区別可能な周波数を有するほぼ連続的な放射線ビームでもよい。
【０１０６】
第八の態様において、本発明は、歯における歯周病を画像化する装置であって、０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中の少なくとも１つの周波数を有する放射線ビームで歯の下に位置する骨を照らす手段と、該骨からの放射線を検知して画像データを取得する手段と、該画像データを処理して歯周病の存在を判定する手段とを有する装置を提供する。
【０１０７】
放射線ビームは、複数の周波数を有するパルス放射線ビームでもよく、単一の若しくは複数の区別可能な周波数を有するほぼ連続的な放射線ビームでもよい。
【０１０８】
第九の態様において、本発明は、歯の歯髄腔内への血流を画像化する装置であって、（ａ）０．１ＴＨｚ〜８４ＴＨｚの範囲の中の少なくとも１つの周波数を有する放射線ビームで歯を照らす手段と、（ｂ）該歯からの放射線を検知して画像データを取得する手段と、（ｃ）該画像データを処理して該歯の歯髄腔内への血流を判定する手段とを有する装置を提供する。
【０１０９】
放射線ビームは、複数の周波数を有するパルス放射線ビームでもよく、単一の若しくは複数の区別可能な周波数を有するほぼ連続的な放射線ビームでもよい。
【０１１０】
本発明の第七乃至第九の態様のいずれかに係る画像化手段は、歯若しくは骨からの放射線を該歯若しくは骨を通っていない放射線と比較する手段と、該歯若しくは骨を通った放射線と該歯若しくは骨を通っていない放射線との間の遅延を計算する計算手段と、該歯若しくは骨の異なる点に対して上記遅延をプロットするプロット手段とを有することが好ましい。
【０１１１】
上記歯若しくは骨を照らす手段と上記歯若しくは骨からの放射線を検知する手段とは、人間の口内若しくは動物の口内に置かれ得るプローブ内に配置されることが好ましい。
【０１１２】
ここで、本発明を非限定的な好ましい実施形態を参照して更に説明する。
【０１１３】
図１は、ＴＨｚプローブの機能の概略的外観を示す。プローブによる検査対象オブジェクトは歯１である。超高速レーザー源３は、パルス放射線をビーム・スプリッタ５へ供給する（図１７乃至１９との関連で後述するように持続波源が用いられてもよい）。ビーム・スプリッタ５は、２つの光ファイバ・ケーブル７、１１に沿って進むように該ビームを分割する。光ファイバ・ケーブル７はＴＨｚエミッタ９に接続されている。光ファイバ１１はＴＨｚ検知システム１３に対して供給される。ＴＨｚ検知システム１３は、歯１を通過した放射線及び／若しくは歯１から反射された放射線を検知するＴＨｚ検知器１５を有する。別の方法として、遅延制御がＴＨｚエミッタ９へ導く光ファイバ・ケーブル７内に配置されてもよい。
【０１１４】
検知されたＴＨｚビームからの情報は、光ファイバ・ケーブル１１からのレーザー・ソース・ビーム上へエンコードされる。光ファイバ・サーキュラ１７は、事実上、ファイバ１１からのビームを検知されたＴＨｚからの情報とエンコードするＴＨｚ検知器へ導くのに用いられる放射線バルブであり、エンコードされたＴＨｚ情報を有するビームを偏光ブリッジ２１へ導くのに用いられる。ＴＨｚビーム及び基準ビームが（該基準ビームが検知されたＴＨｚからの情報を搬送することができるように）合成される前に、該基準ビームはその時間的ずれを検知されたＴＨｚ信号のそれと合わせるために遅延制御手段１９を通される。次いで、エンコードされたＴＨｚ情報が偏光ブリッジ２１を用いて導かれる。偏光検知システムの詳細は図１０を参照して後述する。
【０１１５】
図２は、エミッタの別の構成を示す。光ファイバ７（図１）から取られたビーム２３（ポンプ・パルス）は、プローブ・ハウジング２５内へ導かれる。フォーカシング・レンズ２７は、プローブ・ハウジング２５に備えられる。フォーカシング・レンズ２７は、ビーム２３を非線形結晶２９上に集束させる。ＴＨｚエミッタであるこの非線形結晶は、ビーム２３で照らされると、（口語的には「ＴＨｚ放射線」として知られる）０．１〜８４ＴＨｚの範囲内の少なくとも一周波数を有する放射線を発するように構成される。この特定の例において、非線形結晶は、入射放射線の２つの周波数の差とほぼ等しい周波数を有する放射線を発するように構成される。
【０１１６】
ハウジング２５の一部は保護スリーブ３１によって覆われている。ハウジング２５は光ファイバ７を該ハウジングへ接続するファイバ・カプラ２６を有する。ハウジングの端には、保護カバー３３が存在する。この保護カバーの背後には残可視パルス３５用のフィルタがある。この保護カバーはＴＨｚビームに対するコリメータとして機能してもよい。このように、ＴＨｚビーム３７は、保護カバー３３を通って放射される。コリメータは、シリコン・ポリエチレン・レンズでもよく、他の適切な（ＴＨｚを吸収せず、分散もさせない）物質から作られたレンズでもよい。このコリメータは、ＴＨｚをサンプル上の一点に集束させるように構成されるかもしれず、研究対象オブジェクト１からの反射後若しくは研究対象オブジェクト１から透過又は反射した後に該ＴＨｚビームに一致した所定のＴＨｚビーム・プロファイルを該検知器に供給するように構成されるかもしれない。レンズに加えて、更にコンデンシング・コーンが備えられてもよい。
【０１１７】
図３は、エミッタの別の例を示す。エミッタ・ハウジング２５は、図２に示すものと同じである。ハウジング２５内の構成要素の詳細は再記しない。図２と３との間で同じ符号は同じ特徴を表す。ビーム２３は光ファイバ・ケーブル７からエミッタ・ハウジング２５へ供給される。この光ファイバ・ケーブルは、該ファイバを通って進むパルスに正の分散効果を有する最小分散ファイバであることが理想的である。放射線のファイバによる伝達が長い光ファイバ長にわたると放射線は分散し、ＴＨｚ生成に不正確さ及び望まない変更を生じさせるという問題がある。なぜなら、レーザー・ビームによって最初に供給されたパルスは時間が延ばされるからである。この問題を補償するために、パルスは分散補償器３９を通される。分散補償器３９は、パルスを生成結晶２９上に集束させる前に、該パルスを時間について圧縮する。この分散補償器３９は、該パルス上に負の分散効果を有する。なぜなら、最小分散ファイバが該パルス上に正の分散効果を有するからである。
【０１１８】
図４は、光パルスがファイバ７を通る時に該パルス内に発生する分散効果を補償する光ファイバ７の別の構成を示す。ここで、光ファイバ７には、パルスの分散を増加させる複数の正分散セグメント４１と、該正分散セグメントの効果を打ち消す複数の負分散セグメント４３とが備えられている。よって、エミッタ・ハウジング２５に到着した時にパルスは圧縮されたままである。
【０１１９】
図５は、検知器の一例を示す。この検知器はハウジング５１内に設けられる。この検知器には、光ファイバ・ケーブル１１（図１）から取り込まれた基準ビーム（若しくはプローブ・パルス）５３が備えられる。このプローブ・パルス５３は、第一ポートから入って第二ポートへ抜けるように光ファイバサーキュラ５４を通って、プローブ・パルス５３を検知部６１上に集束させるレンズ６３上へ達する。
【０１２０】
検知部６１はプローブ・パルスを透過する非線形結晶である。但し、プローブ・パルス５３が検知部６１においてＴＨｚパルス５５と混合される場合、プローブ・パルスの偏光がＴＨｚパルスによって生じる複屈折によって回転させられる。この効果は、ＡＣポッケルス効果として知られており、この検知技術は一般的に電気光学サンプリング（ＥＯＳ）と呼ばれている。プローブ・パルスの偏光の変化は既知の技術によって検知することができる。
【０１２１】
プローブ・パルス５３は、検知部６１上でプローブ・パルス５３のプローブへの進入点と反対側に位置するミラー５９によって検知部６１へ反射される。
【０１２２】
サンプルを透過したＴＨｚパルス５５又はサンプルから反射されたＴＨｚパルス５５は、ＴＨｚレンズ５７によって集光される。このレンズ５７は、コンデンサ・コーンでも、コンデンサ・コーンとレンズとの組み合わせでもよい。パルス５５は、次いで、ＴＨｚレンズ５７の背後に設けられた誘電層５９を通る。この誘電層５９は、プローブ・パルスの反射効率を向上させる。この誘電層は、ＴＨｚ周波数において高度にトランスペアレントであるため、ＴＨｚを透過させる。このＴＨｚパルスは、次いで、検知部６１を通り、プローブ・パルスの偏光を回転させるために、プローブ・パルス５３と合成される。
【０１２３】
反射されたプローブ・パルスは、次いで、サーキュラの第二ポートを通って光ファイバサーキュラ５４上へ戻ってくる。光ファイバ・サーキュラはこの反射プローブ・パルスをその第三ポートから外へ送り出す。検知されたＴＨｚパルス５５からの情報を搬送する送出されたプローブ・パルス５６は、次いで、光ファイバ・ケーブルによって外部の分析手段へ搬送される。
【０１２４】
図６は、検知器の別の変形例を示す。ここでは、プローブ・パルスを検知部６１へ伝達するのと検知部６１から集めるのに別々のファイバが用いられる。このプローブ・パルス７１は、原則として基準ビームである。繰り返しを避けるために、図５に示したのと同じ特徴には同じ符号を付し、詳述しない。図５では、ＴＨｚビームは電気光学媒体６１内へ送信される。光周波数であるこのプローブ・パルスは、フォーカシング・レンズ６３を通るチャネル７３を通ってＴＨｚパルス５５と合成される電気光学媒体内へ送信される。このＴＨｚパルスは、プローブ・パルス７１の偏光特性に影響する。よって、プローブ・パルスの偏光は、ＴＨｚビームの存在を判定するのに用いることができる。プローブ・パルス７１は、チャネル７５内へ反射され、次いで分析のために光ファイバ７７内へ反射される。
【０１２５】
図７Ａ及び図７Ｂは、検知器の別の例を示す。ここで、ＴＨｚパルスはＴＨｚレンズ５７によって集光される。ＴＨｚパルス５５は、レンズ５７を通り、ＴＨｚに対してトランスペアレントな材料Ａ８１上へ導かれる。このＴＨｚパルスは、材料Ａと該材料Ａに隣接する材料Ｂ７３とを透過する。材料Ｂは、ＴＨｚ及び可視光の両方に対してトランスペアレントである。反射コーティング８５が材料８１と材料８３との間の接合部に設けられる。この反射コーティングはＴＨｚ放射線に対してトランスペアレントであると共に、ＴＨｚ放射線を分散させない。材料８１と材料８３との間の境界は、入射ＴＨｚパルスに対して約４５°傾いている。よって、該反射コーティングは入射ＴＨｚパルスに対して約４５°傾いている。望まれない反射を防ぐために、プローブ・パルスが材料Ｂ８３に入るところには反射防止コーティングが施される。
【０１２６】
材料Ｂは電気光学媒体８７に隣接する。ここで、ＴＨｚパルス及び可視パルスは合成される。入射プローブ・パルスは、チャネル８９を通って入る。この入射プローブ・パルスは、次いで、レンズ９１によって集束される。このレンズは、電気光学媒体８７において入射プローブ・パルスを集束させる機能を有する。この入射プローブ・パルスを材料Ｂ内へ反射させ、よって材料Ａ及びＢ間のインターフェースを経由して電気光学媒体８７上に達するように、ウェッジが設けられる。材料Ａは光パルスに対してトランスペアレントではない。ＴＨｚデータを有する光信号は、次いで、チャネル９３を通じてプローブから離れる方向へ透過していく。
【０１２７】
別の方法として、材料Ｂ８３は、（検知部として機能し得る）電気光学物質であってもよく、媒体８７に加えて若しくは媒体８７の代わりに材料Ｂ８３において、ＴＨｚが存在することによるプローブ・パルス偏光の変更が発生してもよい。
【０１２８】
図７Ｂにおいて、液晶可変波長板８８が、エンコードされたＴＨｚ情報を有するプローブ・パルスが材料８７を通った後に該波長板を通るように設けられる。この波長板は、所定の偏光を有する放射線をブロックするのに、又は、入射放射線の偏光を回転させるのに用いることができる。
【０１２９】
図８は、図７の検知器構成の更に別の変形例を示す。不必要な繰り返しを避けるため、図７と同じ符号を図８でも用い、その説明は再記しない。ここでは、レンズ９１が電気光学媒体８７の表面上に光パルスを集束させないように機能する。その代わりに、レンズ９１は電気光学媒体８７の表面全体に一致するまで入射プローブ・パルスを拡大する。
【０１３０】
入射プローブ・パルスは、（図７Ａ及び７Ｂを参照して説明したように）チャネル８９を経由して検知器内へ挿入される。このパルスは、次いで、同様に、ＴＨｚパルス５５と合成される場所である電気光学媒体８７内へ反射される。ＴＨｚ情報を搬送するプローブ・パルスは、次いで、液晶可変リターダ９５を通らされる。このリターダは、所定の偏光を有する光パルスをブロックすることができる。必要であれば、このリターダはパルスの偏光を回転させることにも用いることができる。前述のように、ＴＨｚビームはプローブ・パルスの偏光を回転させるように機能する。よって、入射プローブ・パルスの元の偏光における偏光をブロックするようにリターダを設定することによって、このリターダはＴＨｚによって回転されていない偏光を有するすべての光パルスをブロックする。
【０１３１】
図９は、図８の検知器の変形例を示す。再び、同じ構成要素には同じ符号を付す。これら２つの間の差は、検知器自体の中に備えられたＣＣＤアレイ９７の代わりに、光ファイバ束９９が液晶リターダ９５からの出力を集光する点のみである。光ファイバ束９９の各ファイバは、ピクセルを表すと考えることもできる。この光ファイバは、外部の分析器へ向かって進む時にプローブ・パルスの偏光を破壊しない偏光保持ファイバである。束９９の各ファイバは、空間情報をプローブから遠ざかる方へ搬送する。これにより、空間解像度を向上させることができ、及び／若しくは画像化能力を向上させることができる。
【０１３２】
図１０は、図５乃至９のいずれか一検知器と共に用いられ得る検知システムを示す。入射プローブ・パルスはチャネル１０１を通じて検知ヘッド１０３へ供給される。ＴＨｚパルス５５は、検知ヘッド１０３によって集められる。ＴＨｚパルス５５及び可視プローブ・ビーム１０１は検知ヘッドにおいて合成される。遅延された可視プローブは、チャネル１０５を通じて検知ヘッドから遠ざけられる。ここで、パルスは、ビーム・スプリッタ１１１を通じて、水平偏光パルス１０７と垂直偏光パルス１０９とに分割される。この水平及び垂直偏光ビームは、次いで、別々の光ファイバ・ケーブルを通って、該検知器用の制御装置に置かれたバランスト検知システムへ送られる。
【０１３３】
本出願人は、偏光が回転される角度Θは、ＴＨｚが存在しない場合には無視し得るほど小さく、直線偏光ビームがわずかに楕円形になり得る程度であることを明確にしたい。この効果は、１／４波長板１１５などの可変遅延波長板によって補償される。
【０１３４】
検知器１０５からのビームは、１／４波長板１１５を用いて、循環的に分極されるビーム１１７へ変換される。このビームは、次いで、偏光ビームの２つの直交成分をバランスト・フォトダイオード１２１上へ導くウォラストン・プリズム１１９（又は直交偏光成分を分離する等価な装置）によって、２つの直線偏光ビームへ分割される。このバランスト・フォトダイオード信号は、ＴＨｚが検知されない時に２つのダイオード間の出力差が零となるように、波長板１１５を用いて調整される。
【０１３５】
しかし、検知器がＴＨｚビームを検知した場合、偏光が回転される角度Θは無視し得る程度ではない。これは、ＴＨｚ電界が可視（基本）放射線の屈折率を軸ｎｅ，ｎｏのうちの１つに沿って変更するからである。これにより、検知器後の可視フィールドが楕円形となり、よってプリズム１１９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の差は検知電圧を与える。
【０１３６】
プローブ・パルス１０１及びＴＨｚビーム５５は、位相が合ったままでいるべきである。なぜなら、それらは結晶検知部を通るからである。位相が合っていなければ、偏光回転Θは不明確になる。よって、検知部はクリアな信号を生成するために位相マッチング手段を有する。
【０１３７】
図１１は、複数の検知器デザインを示す。エミッタ及び検知器はハウジング１３１内に収容される。エミッタ１３３は、ハウジング１３１の中心に設けられる。複数の検知器ヘッド（光ファイバ・ケーブル）１３５はエミッタ１３３の周囲に設けられる。検知器ヘッド１３５は、図５乃至９を参照して説明したいずれのものであってもよい。同様に、エミッタは、図２乃至４を参照して説明したいずれのものであってもよい。検知器数は、用途及び要求される空間解像度に応じて変わる。検知器の束と、検知器ヘッド１３５から空間的に分離された単一のファイバ源としての１つのエミッタとのみを有する代替的デザインを用いてもよい。
【０１３８】
図１２は、上記複数の検知器デザインの別の変形例を示す。複数の検知器ヘッド１３５は、エミッタ１３３の周囲に配置されている。このエミッタには、チャネル１３７からの生成パルスが備えられる。検知されたＴＨｚ放射線は、ファイバ１３５によってピックアップされる。各ファイバに対するプローブ・ビームは、ファイバ束１４０によって供給される。ファイバ束１４０は、それ自体がカップリング手段１４２を通じて単一の光ファイバ１３９から供給される。束１３９の各単一ファイバ１４１からのプローブ信号は、ファイバ１３５を通じて検知器ヘッド内へ導かれ、エンコードされたＴＨｚ信号を含む変更されたプローブ・ビーム１３５は１４３を通じて偏光子アレイ１４５内へ結合され、次いでＣＣＤアレイ１４７内へ結合される。偏光子アレイ１４５は、ファイバ１３９からの入射プローブ・ビームの偏光に対して交差している。
【０１３９】
この複数の検知器ヘッドは、各ファイバに対して別々の電気光学結晶を有するように構成されることも可能であり、別の方法として、すべてのファイバと共に用いられる単一の電気光学結晶を有するように構成されることも可能である。この場合、検知器及びエミッタはいずれも、同じ電気光学部を使用することができる。
【０１４０】
１以上の光ファイバ・ケーブルによってプローブへ搬送され得る１以上の入力ビームが照射されることによって所望範囲内の周波数を有する放射線を発する他の種類のエミッタを使用してもよい。
【０１４１】
図１３は、いわゆる光導電エミッタを図示する。このエミッタは、低温ＧａＡｓ、半絶縁ＧａＡＳ、サファイア上のシリコン、半絶縁ＩｎＧａＡｓ、低温ＩｎＧａＡｓ、半絶縁ＩｎＰ、若しくはＡｓが埋め込まれたＧａＡｓなどの半導体を有する部分３０１を有する。この半導体部は、その表面上に位置する１組の電極３０３ａ及び３０３ｂを有する。電極３０３ａ及び３０３ｂは、これら２つの電極３０３ａ及び３０３ｂ間に電界が生成され得るように電源に接続される。
【０１４２】
最もシンプルな電極構成を図１３に示す。しかし、電極は、三角形で、いわゆるボータイ（ｂｏｗｔｉｅ）・アンテナのようにリボン型に配置されてもよい。或いは、電極は、ボータイ若しくは螺旋アンテナの中心において互いにかみ合った電極でもよい。別の方法として、このデザインはチップ上の送信ライン内へ組み込まれてもよい。
【０１４３】
半導体部は、周波数ω１及びω２を有する２つのポンプ・ビームによって照らされる。このポンプ・ビームは、半導体部３０１と、その表面上の電極３０３ａと３０３ｂとの間の部分（すなわち電界が適用される場所）において衝突する。２つの可視若しくは近赤外レーザーが２つの電極３０３ａ及び３０３ｂ間の半導体部の非線形領域を叩くと、半導体部３０１からＴＨｚ放射線が発せられる。この半導体部３０１には、上記電極が設けられたのとは反対側の表面上に、ＴＨｚ放射線ビームの発射を可能にするレンズ３０５（半球状でも他のデザインでもよい）が備えられている。
【０１４４】
図１３のエミッタを光導電検知器として構成することもできる。ＴＨｚ放射線は半導体部３０１の背面上に入射する。半導体部３０１の反対の側面上には１組の電極３０３ａ及び３０３ｂが配置されている。これら２つの電極３０３ａ及び３０３ｂ間の領域は、可視若しくは近赤外範囲の放射線（プローブ・パルス）によって照らされる。検知器はエミッタから発せられる放射線の位相に関する情報を知っている必要があるため、この放射線はそのような情報を搬送することが好ましい。通常、サンプルの画像化に用いられるＴＨｚ放射線は、この放射線から導かれる。この近赤外線／可視線は、電極３０３ａ及び３０３ｂ間の検知器表面を照らす。このテラヘルツ放射線は、該可視線／赤外線によって照らされている電極３０３ａ及び３０３ｂ間の領域を通って光電流を誘導する。電極によって検知され得るこの電流はＴＨｚ電界の強さに比例する。
【０１４５】
電極３０３ａ及び３０３ｂは、送信ラインに埋め込まれたシンプルなダイオード構成であってもよい。別の方法として、それらは、三角形で、いわゆるボータイ・アンテナのようにリボン型に配置されてもよい。或いは、それらは、ボータイ若しくは螺旋アンテナの中心において互いにかみ合った電極でもよい。
【０１４６】
図１４は、本発明の一実施形態に係るプローブにおける図１３の光導電エミッタを示す。この構成は図２のそれと非常に類似していることに注意。よって、反復若しくは混乱を回避するために、同じ特徴を表すのには同じ符号を用いる。
【０１４７】
図２に示すように、ポンプ・ビーム２３は、光ファイバ７（図１）から取り込まれ、プローブ・ハウジング２５内へ導かれる。フォーカシング・レンズ２７は、プローブ・ハウジング２５内に設けられる。このフォーカシング・レンズ２７は、ビーム２３を光導電エミッタ本体３０１上に集束させる。この光導電エミッタ本体は、図１３を参照して説明したものと同じである。このエミッタ本体上に重なる電極３０３ａ及び３０３ｂはバイアスされ、それらの間に電界が生成される。この特定の例において、電極３０３ａはワイヤ３０７を通じてグラウンドに接続され、電極３０３ｂはワイヤ３０９を通じて正のバイアスに接続される。ＴＨｚ放射線は図１３を参照して説明したように生成される。
【０１４８】
図２を参照して説明したように、ハウジングの一部は保護スリーブ３１で覆われている。ハウジング２５は、光ファイバ７をハウジング２５へ接続するファイバ・カプラ２６を有する。ハウジングの端には、保護カバー３３が存在する。この保護カバーの背後には残可視パルス３５用のファイバがある。この保護カバーはＴＨｚビームに対するコリメータとして機能してもよい。よって、ＴＨｚビーム３７は、保護カバー３３を通って放射される。前述のように、コリメータは、シリコン・ポリエチレン・レンズでもよく、他の適切な（ＴＨｚを吸収せず、分散もさせない）物質から作られたレンズでもよい。このコリメータは、ＴＨｚをサンプル上の一点に集束させるように構成されるかもしれず、研究対象オブジェクト１からの反射後若しくは透過後に該ＴＨｚビームに一致した所定のＴＨｚビーム・プロファイルを該検知器に供給するように構成されるかもしれない。レンズに加えて、更にコンデンシング・コーンが備えられてもよい。
【０１４９】
図１５は、光導電検知器を用いたプローブ内に収容された検知器を示す。このデザインは図１４を参照して説明したものに非常に類似していることに注意。この状況において、ポンプ・パルス２３は光ファイバ７からプローブへ供給される。ポンプ・パルスは、図１４を参照して説明したように、レンズ２７を通じて、光導電アンテナ本体３０１上に集束される。
【０１５０】
このポンプ・パルスは、電子・正孔ペアを光励起させる。この例において、電極３０３ａ及び３０３ｂにわたってバイアスは掛けられていない。よって、光励起キャリアにとって電子３０３ａ若しくは３０３ｂのいずれかに向かって移動するインセンティブが存在しない。しかし、そのインセンティブはＴＨｚビーム５５によって提供される。ＴＨｚビームは保護カバー３３を通って検知器に入る。次いで、ＴＨｚビームは光導電アンテナ本体３０１上に衝突し、光励起キャリアを電極３０３ａ若しくは３０３ｂのいずれかへ向けて移動させ、リード・ワイヤ３０７から３０９への電流を流す。ＴＨｚ放射線がサンプルを通る時のその位相の変化は、引き起こされた電流を測定することによって検知することができる。この電流は、次いで、プレアンプ３１１を用いて増幅される。次いで、後でコンピュータ３１５によって分析されるこのプレアンプ出力は、ロッキング・アンプ及び／若しくはＡＤ変換器及び／若しくは信号処理器３１３へ転送される。
【０１５１】
図１１を参照して説明したように、図１５を参照して説明した複数の検知器は、図１１を参照して説明した検知器ヘッド１３５でもよい。エミッタ・プローブ１３３には、図１４を参照して説明したエミッタ、又は、例えば記述の他のタイプのエミッタのいずれかが用いられ得る。当然、既出の図を参照して説明した他の種類の検知器を光導電エミッタ１３３と共に検知器ヘッド１３５として用いることも可能であることは明らかである。
【０１５２】
図１４及び１５間の類似性から明らかなように、原則として、検知器若しくはエミッタのいずれかに対して同じ構成が用いられ得る。しかし、電極３０３ａ及び３０３ｂ上のバイアス状態はプローブがエミッタとして働くか検知器として働くかによって異なる。結果として、検知器ヘッド若しくはエミッタ・ヘッドは、適切なバイアスを掛けることによって容易に交換することができる。
【０１５３】
図１６は、エミッタの別の変形列を示す。不必要な反復を避けるために、図１４及び２を参照して説明したのと同じ特徴には同じ符号を付す。プローブ・パルスは、レンズ２７を通ってｐ−ｉ−ｎ型ダイオード３１７上へ導かれる。このｐ−ｉ−ｎ型ダイオードは、図１４を参照して説明した光導電エミッタと同様に作動する。放射モードにおいて、リード３０７及び３０９を通じてバイアスが掛けられ、適切なバイアスを掛けることによってＴＨｚレンズ３３を通じてＴＨｚビーム３７が発射される。再び、このｐ−ｉ−ｎ型ダイオードは、図１５を参照して説明した検知器として機能するように用いることもできる。
【０１５４】
プローブのオペレーションについては既にパルス・レーザー・ビームを用いて具体的に説明した。しかし、本発明は、パルス・ビームの使用に限定されない。持続波（ＣＷ）レーザー・ダイオードは同等のパルス・ダイオードより安価であり、光ファイバ・ケーブルを通じてパルスを送ることに起因して発生する問題を回避する。図１７は、それぞれ周波数ω１及びω２を有する放射線を発するように構成された２つのレーザー・ダイオード３２１、３２３を有するシステムを示す。レーザー・ダイオード３２１及び３２３の両方から発せられた放射線は、ビーム・スプリッタ／合成器３２５を用いて合成される。両周波数ω１及びω２を含むこの合成された放射線は、次いで、光ファイバ・カプラ３２７へ導かれる。光ファイバ・カプラ３２７は、この発射された放射線を光ファイバ・ケーブル３２９内へ導く。ケーブル３２９は、この放射線をＴＨｚ放射線を発射するＴＨｚ源３３１へ搬送する。このＴＨｚ放射線は、周波数ω１−ω２で生成され、ＴＨｚ源３３１は、ＥＯＳなどの既述の方法のいずれかを用いることも可能であり、又、ＴＨｚ放射線を生成する光導電エミッタを用いることも可能である。
【０１５５】
レーザー・ダイオード３２１、３２３から発せられたビームは、ビーム・スプリッタ３２５を用いて、プローブ・ビーム３３３として取り込まれる。このプローブ・ビーム３３３は、ＴＨｚ源３３１から発せられた放射線の位相に関する情報を検知器に与えるのに用いられる。このプローブ・ビームは、図１を参照して説明した遅延制御手段１９として用いられる光遅延ライン３３５内へ転送される。
【０１５６】
光遅延ラインにおいて、プローブ・ビーム３３３は、１８０°にわたって光を反射させるのに用いられるキューブ・ミラー３３７で反射され、次いで、ミラー３３９上ではプローブ・ビーム３３３が光ファイバ・カプラ３４１内へ反射される。光ファイバ・カプラ３４１はプローブ・ビームを光ファイバ３４３内及びＴＨｚ検知器ヘッド３４５内へ導く。
【０１５７】
信号対雑音比及び取得時間の向上は、様々な変調方法によって為され得る。例えば、ミラー３３７のディザリング若しくは振動は、標準的なロックイン技術を用いて検知され得るｄｐの正弦波変動を生じさせる。これは、原則として、ｄｐに対してプロットされたときのＴＨｚ波形の周波数変調である。同様に、振幅及び／若しくは周波数変調に影響する放射線ω１及びω２を出力するソースの振幅若しくは周波数を変調することも可能である。これは、再び雑音抑制をもたらす。
【０１５８】
図１８は、ＴＨｚビームを検知するのにＥＯＳを用いた図１７のシステムを示す。不必要な繰り返しを避けるために、同じ機能を示すのには同じ符号を用いる。基準ビーム３４３は、光ファイバ・ケーブル３４３を通じてＴＨｚ検知器へ搬送される。光ファイバ・ケーブル３４３は、光ファイバ・カプラ３４７によって終端処理される。この基準ビームは、次いで、ビーム合成器３４９を通じて、検知されたＴＨｚ放射線と合成される。この合成されたビームは、次いで、非線形材３５１内へ導かれる。この非線形材は、基準ビームの偏光が検知されたＴＨｚビームに応じて回転されるように構成される。回転された偏光ベクトルを有するビームは、次いで、光ファイバ・カプラ３３５を通じて、ファイバ３５３へ転送される。
【０１５９】
光ファイバ・ケーブル３５３は、この放射線を分析機器へ戻すように導く。光ファイバ・ケーブルは光ファイバ・カプラ３５７によって終端処理される。この放射線は、次いで、図１０を参照して説明した偏光分析器内へ転送される。
【０１６０】
ここで、サンプルはＴＨｚレンジの２つの周波数で照らされる。ＴＨｚ生成器は、図３及び４を参照して説明した生成器に基づく。３つのレーザー・ダイオード４０１、４０３、及び４０５が存在する。第一のレーザー・ダイオード４０１は、周波数ω１を有する放射線をビーム・スプリッタ４０７内へ発する。ビーム・スプリッタ４０７は、このビームの一部を第二のダイオードから発せられた周波数ω２の放射線と合成される場所であるビーム合成器４０９内へ導く。このビームの残部は周波数ω３を有する第三のダイオード３０５からの放射線と合成される場所であるビーム合成器４１１へ導かれる。
【０１６１】
ビーム合成器４０９からの放射線は、ビーム・スプリッタ４１３内へ導かれる。ビーム・スプリッタ４１３は、次いで、このビームを位相制御手段７に対する入力とＴＨｚソース４１７に対する入力とへ分割する。
【０１６２】
ビーム合成器４１１からの放射線は、ビーム・スプリッタ４１５内へ導かれる。ビーム・スプリッタ４１５は、このビームを位相制御手段７に対する入力とＴＨｚソース４１７に対する入力とへ分割する。このＴＨｚソースは、周波数ω１−ω２及びω１−ω３を有するＴＨｚレンジのビームを出力するように構成される。これら２つのビームはサンプル３を通って進む。通常、これら２つのＴＨｚ周波数ω１−ω２及びω１−ω３は、サンプルを構成する異なる物質を検査するのに用いることができるように選択される。
【０１６３】
これら２つの透過されたＴＨｚビームは、前述の２つの基準ビームと合成される。検知器は、１つのＴＨｚビームを用いる場合に対して既に述べた種類の検知器のいずれであってもよい。異なる周波数成分は、検知された放射線によって得られた信号をフーリエ変換することによって分割することができる。
【０１６４】
図２０は、本ＴＨｚプローブの一用途を示す。ここでは歯医者用とする。画像化対象のサンプルは、歯肉２０３内の歯２０１である。図２乃至５のいずれかを参照して説明された種類のエミッタであってもよいエミッタ２０５と、多要素検知器ヘッド２０７とがエミッタ・ヘッド２０５とは反対側の歯２０１側面上に設けられる。エミッタ２０５及び検知器２０７のいずれも、レーザー源２０９からパルスを受信する。レーザー源２０９は、更に、検知器２０７から送信されたデータを集めるようにも機能する。このレーザー源は、歯のＴＨｚ画像を提供する画像化分析手段２１１へ接続される。
【０１６５】
このプローブは、歯より下の骨のいずれかの側に配置されてもよい。これは歯周病を検知するのに用いられ得る。
【０１６６】
図２１は、図１３のシステムの変形例を示す。１つのプローブ２１３が用意される。この単一プローブ２１３はＹ字形をしている。ＴＨｚエミッタ２１５は、このＹ字の一方上に設けられ、ＴＨｚ検知器２１７は該Ｙ字の他方上に設けられる。すべてのファイバは単一のケーブル２１９に沿ってプローブ２１３へ伝送される。レーザー源２１９及び分析手段２１３は図１３のものと同じままである。
【０１６７】
図２２Ａは、プローブの別の例を示す。ここで、プローブは透過の反対である反射について作動する。図２０及び２１では、レーザー源２０９及び画像分析２１１は同じ機能を提供する。プローブへの及びプローブからのすべての信号は、単一のケーブル２１１によって提供される。プローブ２２３は、歯の隣りに配置される。エミッタ及び検知器はプローブと同じスペースに座らなければならない。これは、図１１若しくは図１２の構成を用いて実現され得る。
【０１６８】
図２２Ｂは、プローブの別の例を示す。ここで、プローブは透過及び反射の両方について作動する。このプローブは、図２１のＹ字形の構造を有する。繰り返しを避けるために、同じ機能を示すのに同じ符号を付す。透過検知器ヘッド２１７には、複数の検知器用度が備えられている。反射ヘッド２１８には複数の検知器要素２２０及び１つのエミッタ要素２２２が備えられている。このエミッタは歯を照らし、セクション・ヘッド２１７は透過した放射線を検知し、検知ヘッド２１８は反射された放射線を検知する。
【０１６９】
図２３は、歯の写真及びＣＣＤ画像である。図２３Ａは、輝くエナメル質を示す歯の外観を示す。図２３Ｂは歯の内部を示す。エナメル質３０１は歯の外側に見られ、象牙質３０３はエナメル質３０１内部に見られ、歯髄腔３０３は歯の中心部に位置する。図２３Ｃは、図２３Ｂの歯の断面のＣＣＤ画像を示す。再び、エナメル質３０１、象牙質３０３、及び歯根腔をはっきりと区別することができる。
【０１７０】
歯の外側は、数字Ｉによって示され、エナメル質は数字ＩＩによって示され、象牙質／歯根腔はＩＩＩによって示される。図２３の歯は、主要部分に大きくて明らかな虫歯の領域が無い抜かれた小臼歯である。周波数０．７ＴＨｚにおいて、吸収率はおよそ９ｍｍ厚の歯から８ｃｍ−１と推定された。
【０１７１】
図２４は、図２３の歯から取られたＴＨｚデータを説明するのに用いられる。図２４Ａは、図２３ＣのＣＣＤスキャンを示す。しかし、軸３０７が図上に入力された。更に、ＴＨｚに対するサンプリング・エリアを表すボックス３０９が存在する。ＴＨｚパルスが厚さｄ、屈折率ｎのオブジェクトを通過した時のフライト若しくは遅延時間は、空中を進む基準パルスに対して、
【０１７２】
【数１】
0004391714.tif 000002
と表される。
【０１７３】
よって、速度ｃ／ｎでオブジェクトを通過するＴＨｚパルスの光速で自由空間ｃを進む基準ビームに対する遅延を測定することによって、通常±１μｍの精度で厚さＤを求めることができる。
【０１７４】
上記数式を用いると、フライト時間の遅延若しくは差異がオブジェクト画像を構成するのに用いられ得ることは明らかである。図２４Ｂ乃至２４Ｄは、ＴＨｚパルスが下記３つの領域を通過する時の時間領域トレースを示す。
Ｉ）歯の外側
ＩＩ）エナメル質領域
ＩＩＩ）エナメル質及び象牙質（図２３参照）の両方によって覆われた領域
これら３つの領域は、歯のｙ位置を固定し、ｘ方向にライン走査することによって入手された。Ｘ及びＹは図２４Ａに定義されている。歯の外側（１）からエナメル質領域（２）の内部へ移動すると、パルスが歯のエナメル質を通って進む時に（１０ｐｓの）遅延が発生する。パルスがエナメル質領域（２）からすぐに隣接するエナメル質及び象牙質領域（３）内へ移動する時、歯全体の厚さにはほとんど変化がないにもかかわらず、遅延の減少（５ｐｓへの低下）が観測される。比較的小さい厚さの寄与が領域２と３の間での遅延時間の非常に大きい差に変化するのは、領域３は屈折率がほとんど変化しない領域であって遅延自体が領域３にわたって非常にわずかずつ増加するという事実によって支えられる。
【０１７５】
このデータは、エナメル質と象牙質との間でＴＨｚ周波数の屈折率が比較的大きく変化することを示唆する。これは、エナメル質が硬く、よって屈折率を増やす象牙質よりも鈍感である傾向にあるために発生すると考えられる。更に、エナメル質と象牙質との間には重大な構造上の差異がある。更に、２つの組織の化学的組成は異なるため、指標の異なりがもたらされる。例えば、エナメル質はその約９９％がミネラルであるが、象牙質はその約７０％がミネラルである。これは、図２４Ｃ及び２４Ｄに図示するパルスの異なる形状にも見受けられる。
【０１７６】
図２４Ｅは、図２４Ｂ乃至Ｄから測定されたピークのボックス３０９のＸ軸３０７に沿った位置に対する時間的ずれのプロットである。正方形は観測された最大ピークずれに対応し、三角形は観測された最小ピークずれに対応する。エナメル質領域２が最大のピークずれを有することがわかる。エナメル質及び象牙質領域３は、より低いピークずれを有する。図２４は、歯の概略断面である。図２４Ｆ及び２４Ｅは併せて歯を通る間にＴＨｚが如何に変化するかを示す。
【０１７７】
図２５Ａは、ＴＨｚパルスのピークの時間位置を歯のｘ位置の関数としてプロットしたものである。ｘ軸は図２５Ｂに示す。図２３で説明したのと同じ歯が用いられる。３つの領域：歯の外側、エナメル質、及びエナメル質＋象牙質、は図２３及び２４を参照して前に説明したものと同じである。図２５Ｂは、ＴＨｚスキャンの位置を示す。ｙ軸に沿った３つの異なる位置（１１ｍｍ、１２ｍｍ、及び１２．６６ｍｍ）において３つのスキャンを取った。各ｘライン・スキャンについて、所定のｙ、ＴＨｚパルスの正方向に進む部分の時間遅延がｘの関数においてプロットされる。エナメル質が次第に厚くなる領域を通るｘスキャンに対応してｙが増えると、長い遅延時間（１０ｐｓ）によって占められていたｘスキャン部分が増える。この増加は、歯（ｙ）の底面から歯（ｙ）の頂面まで移動すると、エナメル質の幅が広くなることの反映である。
【０１７８】
図２６は、歯のｘ，ｙ平面におけるＴＨｚパルスの時間位置を示す。図２６は、サンプル走査エリアを表すエリア３１１を示す。図２６Ａは、ＴＨｚパルスのｘ軸に対する時間位置のプロットである。正方形は測定された最大時間差に対応し、円は時間遅延に対応する。見やすくするために、エナメル質とエナメル質＋象牙質との間の境界に対応する写真の右側の正方形及び円は小さめにしてある。
【０１７９】
図２７は、図２４乃至２６からのすべてのデータを用いた３次元プロットを示す。時間遅延は各ピクセルに対してプロットされる。
【０１８０】
図２８は、エナメル質のみとエナメル質＋象牙質との間の差が容易に明らかにされ得ることを示す歯の２次元等高線プロットを示す。
【０１８１】
図２９は、歯髄腔の存在を示す全整色吸収画像を示す。
【０１８２】
図３０Ａ及び３０Ｂは、異なる分量の水と混合された飽和グルコース液を通るＴＨｚ透過のプロットを示す。上のトレースは飽和グルコース液を示す。下のトレースは純水を示す。グルコース濃度が増加するとＴＨｚ信号の吸収が減少することがわかる。図３０Ｂは、図３０Ａのデータを純水からの透過変化の割合としてプロットしたものを示す。
【０１８３】
一歩進めて虫歯の場合、細菌の転移により、象牙質虫歯溶液はその化学的組成を非常にダイナミックに変化させる。微生物、糖、若しくは酸による水分の除去により、周波数レンジにわたる統合吸収スペクトラムが変化する。これは図３０より明らかである。このように、図３０は歯を検査するのにＴＨｚを用いることの能力を示す。
【０１８４】
図３１は新しく生まれた子牛の血清の周波数にわたるＴＨｚ信号の透過のプロットである。下のトレースは細菌増殖有りの血清を示し、上のトレースは細菌増殖の無い血清を示す。
【０１８５】
この図は、血清中の細菌及び他の微生物の増殖はＴＨｚ吸収を変えることを示す。ＴＨｚによって検知され得る細菌が歯の中に導入されても同様の透過を示すものと予想される。
【０１８６】
図３２は、周波数に対するＴＨｚ透過の別のプロットを示す。今回は、溶液はメタノールであり、次第に水が加えられる。水が溶液に加えられるにつれて、サンプルを通る透過は減少する。
【０１８７】
図３３は、凝固血液についての周波数に対するＴＨｚ透過のプロットを示す。上のトレースは基準であり、下のトレースは９０μｍの凝固血液である。この凝固血液は基準よりも高い吸収を有することがわかる。
【０１８８】
図３４は、異なる種類の動物組織（ここでは骨）を画像化するのに用いられるＴＨｚを示す。骨組成を画像化する能力は、ＴＨｚが歯より下の骨の損失自体を明らかに示す歯周病を画像化するのに用いることができることを明らかに示している。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の一実施形態に係るＴＨｚプローブの概略的外観を示す図である。
【図２】  本発明の第一の態様の好ましい実施形態に係るＴＨｚプローブと共に用いられるエミッタを示す図である。
【図３】  図２のエミッタの変形例を示す図である。
【図４】  図２及び３のエミッタの変形例を示す図である。
【図５】  本発明の第一の態様の好ましい実施形態に係る検知器を示す図である。
【図６】  図５の検知器の変形例を示す図である。
【図７Ａ】  図５及び６の検知器の変形例を示す図である。
【図７Ｂ】  図５及び６の検知器の変形例を示す図である。
【図８】  図５乃至７の検知器の変形例を示す図である。
【図９】  図８の検知器の変形例を示す図である。
【図１０】  基本的な検知器の変形例を示す図である。
【図１１】  複数の検知器ヘッドを有する本発明の第一の態様に係るプローブを示す図である。
【図１２】  図１１の検知器をより詳細に示す図である。
【図１３】  本発明の一実施形態に係る周波数変換部として用いられ得る光導電エミッタを示す図である。
【図１４】  光導電エミッタを有する本発明の好ましい実施形態に係るプローブを示す図である。
【図１５】  光導電検知器を有する本発明の好ましい実施形態に係るプローブを示す図である。
【図１６】  周波数変換部がｐ−ｉ−ｎ型ダイオードによって提供される本発明の一実施形態に係るＴＨｚプローブの別の変形例を示す図である。
【図１７】  本発明の一実施形態に係るＣＷレーザー・ダイオードを用いたＴＨｚ放射・検知システムの概略的外観を示す図である。
【図１８】  図１７のシステムの別の変形例を示す図である。
【図１９】  サンプルを照らすために２つのＴＨｚ周波数を用いる図１７及び１８のシステムの変形例を示す図である。
【図２０】  歯と共に用いられる本発明の第一の態様の好ましい実施形態に係るプローブを示す図である。
【図２１】  歯と共に用いられる図１３のプローブの変形例を示す図である。
【図２２Ａ】  反射を用いて歯を検査するのに用いられる本発明の第一の態様の好ましい実施形態に係るプローブを示す図である。
【図２２Ｂ】  透過及び反射を両方用いた図２２Ａのプローブを示す図である。
【図２３】  図２３Ａ及び２３Ｂは人間の歯の写真を示す図であり、図２３Ｃは図２３Ａ及び２３Ｂの歯のＣＣＤ画像を示す図である。
【図２４】  図２４Ａは図２３ＣのＣＣＤスキャンを示す図であり、図２４Ｂ乃至２４Ｄは図２３を参照して示された３つの領域を通る時の時間領域ＴＨｚパルスを示す図であり、図２４Ｅは図２４Ｂ乃至２４Ｄから測定されたピークのＸ軸に対する時間ずれのプロットを示す図である。
【図２５】  図２３の歯を通るＴＨｚパルスにおけるピークの時間位置のプロットを示す図である。
【図２６】  図２３の歯のＸ−Ｙ平面におけるＴＨｚパルスの時間位置を示す図である。
【図２７】  図１７乃至１９からのデータを用いた３次元プロットを示す図である。
【図２８】  図１６の歯の２次元等高線プロットを示す図である。
【図２９】  図１６の歯の全整色吸収画像を示す図である。
【図３０Ａ】  飽和グルコース液を通るＴＨｚ透過のプロットを示す図である。
【図３０Ｂ】  飽和グルコース液を通るＴＨｚ透過のプロットを示す図である。
【図３１】  新しく生まれた子牛の血清の周波数に対するＴＨｚ透過のプロットを示す図である。
【図３２】  メタノール液を通る周波数に対するＴＨｚ透過の別のプロットを示す図である。
【図３３】  凝固血液を通る周波数に対するＴＨｚ透過のプロットを示す図である。
【図３４】  ＴＨｚ透過を用いて撮られた骨の画像を示す図である。
【図１】
0004391714.tif 000003
【図２】
0004391714.tif 000004
【図３】
0004391714.tif 000005
【図４】
0004391714.tif 000006
【図５】
0004391714.tif 000007
【図６】
0004391714.tif 000008
【図７Ａ】
0004391714.tif 000009
【図７Ｂ】
0004391714.tif 000010
【図８】
0004391714.tif 000011
【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２Ａ】
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【図２２Ｂ】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０Ａ】
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【図３０Ｂ】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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