JP5416883B2 - Phase measuring system and method - Google Patents
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Classifications
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
- G01B9/02—Interferometers
- G01B9/0209—Low-coherence interferometers
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Landscapes
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
本発明は一般的に光の位相測定に関し、特に細胞生理学の研究のみならず半導体部品検査にも使用可能な光学的干渉及び位相測定に関する。
政府援助（ＧＯＶＥＲＮＭＥＮＴ ＳＵＰＰＯＲＴ）
本発明は国立衛生院（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅｓ ｆｏｒ Ｈｅａｌｔｈ）からの補助金番号（Ｇｒａｎｔ Ｎｏ．）Ｐ４１−ＲＲ０２５９４により、全体的に或いは部分的に援助された。政府は本発明の或る権利（ｃｅｒｔａｉｎ ｒｉｇｈｔｓ）を有する。
The present invention relates generally to optical phase measurement, and more particularly to optical interference and phase measurement that can be used not only for cell physiology studies but also for semiconductor component inspection.
Government support (GOVERNMENT SUPPORT)
This invention was assisted in whole or in part by Grant No. P41-RR02594 from the National Institutes of Health. The government has certain rights in the present invention.
本出願は特許文献２の一部継続出願である特許文献１の一部継続出願であり、特許文献３の特典を請求する。上記出願の全内容はそれら全体での引用によりここに組み入れられる。 This application is a partial continuation application of Patent Document 1, which is a partial continuation application of Patent Document 2, and claims the benefit of Patent Document 3. The entire contents of the above applications are incorporated herein by reference in their entirety.
位相ベースの光学的干渉計検査技術（Ｐｈａｓｅ−ｂａｓｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ）は、波長以下の距離感度（ｓｕｂ−ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ ｄｉｓｔａｎｃｅ ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）を要する光学的距離測定で広く使われる。光学的距離（Ｏｐｔｉｃａｌ ｄｉｓｔａｎｃｅ）は屈折率と長さの積として規定される。しかしながら、大抵のこの様な技術は、相互に離れた軸方向走査の干渉縞の決定での困難として規定され得る、２π曖昧さ（２πａｍｂｉｇｕｉｔｙ）又は整数曖昧さ（ｉｎｔｅｇｅｒ ａｍｂｉｇｕｉｔｙ）で整理されるフアイルされて広く知られる課題により制限を受ける。未修整の調波位相ベースの（Ｕｎｍｏｄｉｆｉｅｄ ｈａｒｍｏｎｉｃ ｐｈａｓｅ ｂａｓｅｄ）低コヒーレンス干渉計検査（ｌｏｗ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）（ＬＣＩ）方法は、もしその光学距離がＬＣＩにより測定した差の位相がその２πのラップオーバー（ｗｒａｐ ｏｖｅｒ）を通して追跡され得るよう徐々に増加されるなら、差の光学距離（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｏｐｔｉｃａｌ ｄｉｓｔａｎｃｅ）、 Phase-based optical interferometric techniques are widely used in optical distance measurements that require sub-wavelength distance sensitivity. The optical distance is defined as the product of the refractive index and the length. However, most such techniques are filed with 2π ambiguity or integer ambiguity, which can be defined as difficulty in determining the fringes of axial scans away from each other. Limited by widely known issues. The unmodified harmonic phase based low coherence interferometry (LCI) method uses a 2π wrapover where the optical distance measured by LCI is 2π. differential optical distance, if gradually increased so that it can be tracked through
を決定するため使われ得るものであり、ここでＬは物理的距離、 Can be used to determine where L is the physical distance,
は、それぞれ波長λ１とλ２に於ける屈折率である。例えば、溶液内のＤＮＡ用の Are the refractive indices at wavelengths λ 1 and λ 2 , respectively. For example, for DNA in solution
を決めるためには、該ＤＮＡ濃度は測定クベット内で徐々に増加させられる。この様な測定アプローチは制御された環境では良く作動するが、そのサンプルに少ない操作性（ｍａｎｉｐｕｌａｂｉｌｉｔｙ）しかない状況では実施されることは難しく成る。例えば、該方法は１つが全体を保つよう拘束される材料の固定スラブ（ｆｉｘｅｄ ｓｌａｂ ｏｆ
ｍａｔｅｒｉａｌ）では働かない。
To determine the DNA concentration is gradually increased in the measurement cuvette. While such a measurement approach works well in a controlled environment, it becomes difficult to implement in situations where the sample has low manipulability. For example, the method may be a fixed slab of a material that is constrained to keep one whole.
material) does not work.
問題は未修整ＬＣＩが、２π曖昧性課題としてここで説明した、相互に離れた軸方向走査の干渉縞（ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｆｒｉｎｇｅｓ）を告げ得ない事実にある。それは最も位相ベース的な光学干渉計技術（ｍｏｓｔ ｐｈａｓｅ−ｂａｓｅｄ ｏｐｔｉｃａｌ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅｓ）を悩ます問題である。結果として、これらの技術は光学距離を絶対的に決めることは出来ない。従って、大抵のこれらの技術は、隣接点間又は短時間的インクレメント間の位相比較を通して位相アンラッピング（ｐｈａｓｅ ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ）が可能な、連続面の織物組織（ｔｅｘｔｕｒｅ）の評価又は時間に左右される距離変化の検出、の様な応用に使われる。 The problem lies in the fact that the unmodified LCI cannot tell the far away axial scanning interference fringes described here as a 2π ambiguity issue. It is a problem that plagues most phase-based optical interferometric techniques. As a result, these techniques cannot absolutely determine the optical distance. Therefore, most of these techniques depend on the evaluation or time of the texture of the continuous surface that allows phase unwrapping through phase comparison between adjacent points or between short-term increments. Used for applications such as distance change detection.
多くの応用では、サンプルを透過する又はそれから反射される光の位相を定量的に測定することが重要である。特に、生物学的サンプルを透過又はそれから反射される光の位相は活きた又は活きてない細胞での構造と機能の強力なプローブを形成し得る。 In many applications, it is important to quantitatively measure the phase of light transmitted through or reflected from the sample. In particular, the phase of light transmitted through or reflected from a biological sample can form a powerful probe of structure and function in active or inactive cells.
干渉計検査（Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）は光の位相を測定するための用途の広い技術である。定量的干渉計検査での１つの共通の問題は振動、空気運動、及び熱的ドラフトの様な外乱による位相ノイズへの感受性（ｓｕｓｃｅｐｔａｂｉｌｉｔｙ）である。位相ノイズの問題を解く位相測定用システムのニーヅが残っている。 Interferometry is a versatile technique for measuring the phase of light. One common problem in quantitative interferometer testing is susceptibility to phase noise due to disturbances such as vibration, air motion, and thermal drafts. There remains a need for a phase measurement system that solves the problem of phase noise.
干渉計検査は標本（ｓｐｅｃｉｍｅｎ）に付随する位相情報へアクセスする１つの方法である。位相差顕微鏡検査及びノマルスキー顕微鏡検査（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ
ａｎｄ Ｎｏｍａｒｓｋｉ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ）の様な技術は唯造影剤として光学的位相を使い、その大きさについて定量的情報を提供しない。殆ど透明なサンプルを透過した光の位相を測定するための幾つかの技術は存在する。これらはデジタル的に記録された干渉顕微鏡検査（ｄｉｇｉｔａｌ ｒｅｃｏｒｄｅｄ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ）（ＤＲＩＭＡＰＳ）と、輝度伝達方程式を介した位相プロフアイルの非干渉計測的検出（ｎｏｎｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）と、を含む。
Interferometer inspection is one way to access the phase information associated with a specimen. Phase contrast microscopy and Nomarski microscopy (phase contrast)
and Nomarski microscopy) uses optical phase as the only contrast agent and does not provide quantitative information about its size. There are several techniques for measuring the phase of light transmitted through an almost transparent sample. These include digitally recorded interference microscopy (DRIMAPS) and non-interferometric detection of phase profiles via the luminance transfer equation.
反射干渉計検査は使用光の波長より遙かに短い検出（ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）が可能である。数分の１ナノメーター以下のスケールでの測定は度量衡学（ｍｅｔｒｏｌｏｇｙ）及び微小構造特性化（ｍｉｃｒｏｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ）では普通である。しかしながら、生物学的細胞及び組織の様な弱い反射のサンプルでのナノメーター規模の干渉計検査では殆ど研究は行われてない。光学的コヒーレンストモグラフイー（Ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、生物学的サンプルで使われる干渉計検査技術は、反射光からの干渉の位相より寧ろ振幅に主として関わり、従って解像度では、典型的に２−２０マイクロメーターである、使用光のコヒーレンス長さに限定される。 The reflection interferometer inspection can detect much shorter than the wavelength of the light used. Measurements on the order of a fraction of a nanometer are common in metrology and microstructural characterization. However, little work has been done in nanometer-scale interferometric testing on weakly reflective samples such as biological cells and tissues. Optical coherence tomography, the interferometry technique used in biological samples, is primarily concerned with amplitude rather than the phase of interference from reflected light, so in resolution it is typically 2-20 micrometers It is limited to the coherence length of the used light.
位相基準の反射干渉計検査は細胞の単層での容積変化を測定するため使われて来た。使用される調波位相ベース干渉計は２つの源（ｓｏｕｒｃｅ）を要し、比較的ゆっくりしており（５Ｈｚ）、このバンド幅に亘り約２０ｍｒａｄの位相感度を有する。かくして、位相ノイズの問題を解き、種々の画像形成応用の開発に役立つ位相測定用の有効なシステムのニーヅが残っている。
本発明の好ましい実施例は、例えば、共通路干渉計検査（ｃｏｍｍｏｎ−ｐａｔｈ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）、位相基準化（ｐｈａｓｅ ｒｅｆｅｒｅｎｃｉｎｇ）、能動的安定化（ａｃｔｉｖｅ ｓｔａｂｉｌｉｚａｔｉｏｎ）及び種々の測定を含むが、それに限定されない、多数の戦略の組み合わせを使って、位相ノイズ（ｐｈａｓｅ ｎｏｉｓｅ）の様な問題を取り組む位相測定用システムに向けられている。実施例は、光で、組織又は小さな生物学的対象の画像形成するための光学的デバイスに向けられている。これらの実施例は、例えば、細胞生理学（ｃｅｌｌｕｌａｒ ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ）及び神経科学（ｎｅｕｒｏｓｃｉｅｎｃｅ）の分野に応用され得る。これらの好ましい実施例は位相測定と画像形成技術の原理に基づいている。位相測定と画像形成技術を使う科学的動機付けは、例えば、形成異常源（ｏｒｉｇｉｎｅｓ ｏｆ ｄｙｓｐｌａｓｉａ）の画像形成、細胞接合（ｃｅｌｌｕｌａｒ ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ）、神経伝達（ｎｅｕｒｏｎａｌ ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ）そして遺伝暗号（ｇｅｎｅｔｉｃ ｃｏｄｅ）を使う手順の実施、を、限定せずに、含むマイクロメーター以下のレベルでの細胞生物学から導き出される。細胞以下の構成成分の構造とダイナミックスは、例えば、Ｘ線や中性子線散乱（ｎｅｕｔｒｏｎ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ）を含む現在の方法と技術を使ってそれらの自然な状態（ｉｎ ｔｈｅｉｒ ｎａｔｉｖｅ ｓｔａｔｅ）で研究することは現在出来ない。対照的に、ナノメーターの解像度を有する光ベースの技術は細胞マシナリー（ｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｃｈｉｎｅｒｙ）がその自然な状態で研究されることを可能にする。かくして、本発明の好ましい実施例は干渉計検査及び／又は位相測定の原理に基づくシステムを含み、細胞生理学を研究するため使われる。これらのシステムは位相を測定するために光学的干渉計を使う低コヒーレンス干渉計検査（ｌｏｗ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）（ＬＣＩ）、又は細胞成分自身内の干渉が使われる光散乱分光計検査（ｌｉｇｈｔ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）（ＬＳＳ）、の原理を含むか、又は代わりに、ＬＣＩ及びＬＳＳの原理が本発明のシステムに帰着するよう組み合わされる。 Preferred embodiments of the present invention include, but are not limited to, for example, common-path interferometry, phase referencing, active stabilization, and various measurements. It is directed to a system for phase measurement that uses a combination of numerous strategies to address problems such as phase noise. Examples are directed to optical devices for imaging tissue or small biological objects with light. These examples can be applied, for example, in the fields of cellular physiology and neuroscience. These preferred embodiments are based on the principles of phase measurement and imaging techniques. Scientific motivation using phase measurement and imaging techniques, for example, uses imaging of dysplasia imaging, cellular communication, neurotransmission, and genetic code The performance of the procedure is derived from cell biology at submicrometer levels including, but not limited to. The structure and dynamics of subcellular components can be studied in their natural state using, for example, current methods and techniques, including X-ray and neutron scattering. Currently not possible. In contrast, light-based technology with nanometer resolution allows cellular machinery to be studied in its natural state. Thus, the preferred embodiment of the present invention includes a system based on the principles of interferometry and / or phase measurement and is used to study cell physiology. These systems are low coherence interferometry (LCI), which uses an optical interferometer to measure the phase, or light scattering spectroscopy, where interference within the cellular components themselves is used. (LSS), or alternatively, the LCI and LSS principles are combined to result in the system of the present invention.
位相測定及び画像形成システム用の好ましい実施例は能動的に安定化された干渉計、分離干渉計（ｉｓｏｌａｔｉｏｎ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒｓ）、共通路干渉計を含
み、空間光変調（ｓｐａｔｉａｌ ｌｉｇｈｔ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）を使う位相差顕微鏡検査を含み得る。
Preferred embodiments for phase measurement and imaging systems include actively stabilized interferometers, isolation interferometers, common path interferometers, and phase contrast microscopes that use spatial light modulation. Inspection may be included.
好ましい実施例では、本発明の方法は、好ましくはナノメーター以下の精度で、任意に長い光学距離の測定用の、精密な位相ベースの技術に向けられる。本発明の好ましい実施例は、調波的に関係付けられた光源、１つの連続波（ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ｗａｖｅ）（ＣＷ）そして低コヒーレンス（ｌｏｗ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ）（ＬＣ）を有する第２源を備える干渉計、例えば、マイケルソン干渉計（Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ）を使う。該低コヒーレンス源は、好ましくは１マイクロメーター波長用に５ｎｍより大きいバンド幅がよい、広いスペクトルバンド幅を提供し、例えば、所要バンド幅は波長及び応用の関数として変化し得る。該低コヒーレンス源の中心波長を目標サンプルの走査間で僅かに調整することにより、該ＣＷと低コヒーレンス光のヘテロダイン信号間の位相関係は、反射するインターフエース間の隙間をナノメーター以下の精度で測定するため使われ得る。この方法は２π曖昧性、大抵の位相ベースの技術を悩ませる課題、から完全に自由なので、それは精度の損失無しに、任意の長い光学距離を測定するため使われ得る。本発明の方法の好ましい実施例の応用は、既知の物理的厚さを有するサンプルの、与えられた波長での屈折率の精密決定である。本発明の方法の好ましい実施例のもう１つの応用は、既知の屈折率を有するサンプルの物理的厚さの精密決定である。本発明の方法の好ましい実施例の更に進んだ応用は、２つの与えられた波長での屈折率の比の精密決定である。 In a preferred embodiment, the method of the present invention is directed to a precision phase-based technique for measuring arbitrarily long optical distances, preferably with sub-nanometer accuracy. A preferred embodiment of the present invention comprises an interferometer comprising a harmonically related light source, a continuous wave (CW) and a second source having a low coherence (LC), eg , Using a Michelson interferometer. The low coherence source provides a wide spectral bandwidth, preferably a bandwidth greater than 5 nm for 1 micrometer wavelength, for example, the required bandwidth may vary as a function of wavelength and application. By slightly adjusting the center wavelength of the low coherence source between scans of the target sample, the phase relationship between the CW and the heterodyne signal of the low coherence light allows the gap between reflecting interfaces to be sub-nanometer accurate. Can be used to measure. Since this method is completely free from 2π ambiguity, the problem that plagues most phase-based techniques, it can be used to measure any long optical distance without loss of accuracy. An application of the preferred embodiment of the method of the present invention is the precise determination of the refractive index at a given wavelength of a sample having a known physical thickness. Another application of the preferred embodiment of the method of the present invention is the precise determination of the physical thickness of a sample having a known refractive index. A further application of the preferred embodiment of the method of the present invention is the precise determination of the ratio of the refractive indices at two given wavelengths.
代わりの好ましい実施例では、該低コヒーレンス光源は、約２ｎｍより多くだけ相互に離れたそれぞれの中心波長を有する第１低コヒーレンス波長と第２低コヒーレンス波長を同時提供するために、好ましくは５ｎｍより大きいのがよい、充分に広いバンド幅光を提供する。該低コヒーレンス波長用の周波数スペクトラムは意味のある程重畳はしない。該２つの低コヒーレンス波長を送信し、検出するために追加の検出器とフイルターが該干渉計内に配置される。 In an alternative preferred embodiment, the low coherence light source is preferably less than 5 nm to provide simultaneously a first low coherence wavelength and a second low coherence wavelength having respective center wavelengths separated from each other by more than about 2 nm. Provide a sufficiently wide bandwidth light that should be large. The frequency spectrum for the low coherence wavelength does not overlap as meaningful. Additional detectors and filters are placed in the interferometer to transmit and detect the two low coherence wavelengths.
該好ましい実施例の方法は精密な光学距離測定を行うため使われ得る。この様な測定値から、目標対象の光学特性が精密に測定される。該目標の分散プロフアイルを測定することにより、該目標の構造的及び／又は化学的特性が評価され得る。該分散プロフアイルは種々の波長で屈折率差を正確に概説する。生体臨床医学的背景（ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ ｃｏｎｔｅｘｔ）では、本発明の好ましい実施例は、非接触及び非侵襲性の方法で生物学的組織の分散特性を精密に決定するため使われ得る。この様な分散決定は眼の角膜（ｃｏｒｎｅａ）又は房水（ａｑｕｅｏｕｓ ｈｕｍｏｒ）に関し使われ得る。達成される感度はブドウ糖濃度に左右される光学的変化を検出するのに充分であり得る。本発明の方法の好ましい実施例では、房水及び／又は硝子体液（ｔｈｅ ａｑｕｅｏｕｓ ａｎｄ／ｏｒ
ｖｉｔｒｅｏｕｓ ａｑｕｅｏｕｓ ｈｕｍｏｒ）か又は眼の角膜か何れかの分散プロフアイルの非侵襲性測定を通して血液ブドウ糖レベルが決定され得る。本発明の好ましい実施例は、集積回路及び／又は光電子部品の製造中に形成される小特徴（ｓｍａｌｌ ｆｅａｔｕｒｅｓ）を測定するため半導体製造の測定技術として応用され得る。該方法の好ましい実施例は非接触で、非破壊的なので、それらが製造される時に半導体構造体又は光学部品の厚さをモニターするため使われ得る。
The method of the preferred embodiment can be used to make precise optical distance measurements. From such measured values, the optical characteristics of the target object are accurately measured. By measuring the target dispersion profile, the structural and / or chemical properties of the target can be evaluated. The dispersion profile accurately outlines the refractive index difference at various wavelengths. In the biomedical context, preferred embodiments of the present invention can be used to accurately determine the dispersal characteristics of biological tissue in a non-contact and non-invasive manner. Such dispersion determination can be used for the cornea or aqueous humor of the eye. The sensitivity achieved may be sufficient to detect optical changes that depend on glucose concentration. In a preferred embodiment of the method of the present invention, the aqueous and / or vitreous humor (the aqueous and / or)
blood glucose levels can be determined through non-invasive measurements of dispersion profiles, either vitreous (aqueous humor) or the cornea of the eye. The preferred embodiment of the present invention can be applied as a measurement technique in semiconductor manufacturing to measure small features formed during the manufacture of integrated circuits and / or optoelectronic components. Since the preferred embodiment of the method is non-contact and non-destructive, it can be used to monitor the thickness of semiconductor structures or optical components as they are manufactured.
マッハツエンダーヘテロダイン干渉計（Ｍａｃｈ−Ｚｅｎｄｅｒ ｈｅｔｅｒｏｄｙｎｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ）を使う本発明の好ましい実施例に依れば、サンプルの部分を通過する光の位相を測定する方法は、第１波長の光を提供する過程と、該第１波長の光を第１光路と第２光路に沿って導く過程と、を具備し、該第１光路は測定されるべきサンプル媒体上へ延びており、該第２路は路長の変化を受け、そして該方法は又該サンプル媒体上の２つの別々の点を通過する光の位相の変化を測定するために、該サンプル媒
体からの光と該第２光路からの光を検出する過程を具備する。該媒体は例えばニューロン（ｎｅｕｒｏｎ）の様な生物学的組織を含む。該方法は、同時に複数の位置でサンプルの位相を画像形成するために、光ダイオード配列又は光ダイオード結合されたフアイバー束を使う過程を含む。該方法は更に、該第２光路で光を周波数シフトする過程を有する。該方法は第１波長を放射するヘリウムネオンレーザー光源又は低コヒーレンス光源を提供する過程を有する。
According to a preferred embodiment of the present invention using a Mach-Zender heterodyne interferometer, a method for measuring the phase of light passing through a portion of a sample comprises the step of providing light of a first wavelength. And guiding the light of the first wavelength along a first optical path and a second optical path, the first optical path extending over the sample medium to be measured, the second path being a path And the method also combines the light from the sample medium and the light from the second optical path to measure changes in the phase of light passing through two separate points on the sample medium. A detecting step. The medium includes biological tissue such as, for example, neurons. The method includes using a photodiode array or a photodiode-coupled fiber bundle to image the phase of a sample at multiple locations simultaneously. The method further includes the step of frequency shifting light in the second optical path. The method includes providing a helium neon laser light source or a low coherence light source that emits a first wavelength.
本発明のもう１つの側面に依れば、能動的に安定化された干渉計はサンプルの部分の通過光の位相を測定する方法で使用されるが、該方法はそれぞれ第１光源と第２光源により発生される第１信号と第２信号を提供する過程を有し、該第２光源は低コヒーレンス源としている。該方法は、第１光路と第２光路に沿い該第１信号と該第２信号を導く過程と、該第１光路と第２光路の間の路長差を変える過程と、それら間の路長遅延を有する該第１信号と第２信号の和を示す出力信号を発生する過程と、干渉計ロック変調周波数で該出力信号を変調する過程と、そして該干渉計ロック位相のタイムエボリューション（ｔｉｍｅ
ｅｖｏｌｕｔｉｏｎ）により該サンプルの位相を決定する過程と、を有する。該第１及び第２信号は共に低コヒーレンス信号である。該方法は更にミキサー又はロックイン増幅器により該第１信号を復調する過程を有する。該方法は該干渉計ロック位相を電子的に発生する過程を有する。
According to another aspect of the invention, an actively stabilized interferometer is used in a method for measuring the phase of the light passing through a portion of the sample, the method comprising a first light source and a second light source, respectively. Providing a first signal and a second signal generated by the light source, the second light source being a low coherence source. The method includes the steps of deriving the first signal and the second signal along a first optical path and a second optical path, changing a path length difference between the first optical path and the second optical path, and a path between them. Generating an output signal indicative of a sum of the first signal and the second signal having a long delay; modulating the output signal at an interferometer lock modulation frequency; and time evolution of the interferometer lock phase (time
and (evolution) determining the phase of the sample. Both the first and second signals are low coherence signals. The method further comprises demodulating the first signal with a mixer or lock-in amplifier. The method includes electronically generating the interferometer lock phase.
本発明のもう１つの側面に依れば、双ビーム反射干渉計（ｄｕａｌ ｂｅａｍ ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ）が、サンプルの１部分を通過する光の位相の測定用システムで使われる。該システムは、第１信号を発生する第１光源と、該第１信号から時間遅延により分離された２つのパルスを有する第２信号を発生する干渉計と、該サンプルと連通する該干渉計からの第１光路及び基準体と連通する該干渉計からの第２光路と、そして該サンプル及び該基準からのそれぞれ該第１及び該第２信号からの第１ヘテロダイン信号と、該サンプル及び該基準体から反射される光の間の干渉と、を測定する検出器システムと、を有する。該システムは該基準体反射に対する該サンプル反射の位相を示すヘテロダイン信号の位相の検出を含む。該第１信号は低コヒーレンス信号である。該第１光源はスーパールミネッセントダイオード（ｓｕｐｅｒｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ ｄｉｏｄｅ）又はマルチモードレーザーダイオード（ｍｕｌｔｉｍｏｄｅ ｌａｓｅｒ ｄｉｏｄｅ）の１つを、限定無しで、有することが出来る。該干渉計の第２路は更に第１路と第２路を備え、該第２路は音響光学的変調器（ａｃｏｕｓｔｏ−ｏｐｔｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）を有する。該システムは光フアイバーを有する光学的通路（ｏｐｔｉｃａｌ ｐａｔｈｗａｙ）を備える。該システムは振動から隔離されたヘテロダインマイケルソン干渉計（ｈｅｔｅｒｏｄｙｎｅ Ｍｉｃｈｅｌｓｏｎ ｉｎｔｒｅｆｅｒｏｍｅｔｅｒ）を有する。該干渉計は更に光路長差を調整するために並進ステージ（ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎ ｓｔａｇｅ）に取り付けられたミラーを有する。該検出システムは該サンプルから反射された信号を検出する第１検出器と該基準体から反射された信号を検出する第２検出器を有する。 According to another aspect of the present invention, a dual beam reflection interferometer is used in a system for measuring the phase of light passing through a portion of a sample. The system includes a first light source that generates a first signal, an interferometer that generates a second signal having two pulses separated from the first signal by a time delay, and an interferometer in communication with the sample. A first optical path from the interferometer in communication with the first optical path and a reference body, and a first heterodyne signal from the first and second signals respectively from the sample and the reference, the sample and the reference A detector system for measuring interference between light reflected from the body. The system includes detection of the phase of the heterodyne signal indicative of the phase of the sample reflection relative to the reference object reflection. The first signal is a low coherence signal. The first light source may include, without limitation, one of a superluminescent diode or a multimode laser diode. The second path of the interferometer further comprises a first path and a second path, the second path having an acousto-optic modulator. The system includes an optical pathway having an optical fiber. The system has a heterodyne Michelson interferometer that is isolated from vibrations. The interferometer further includes a mirror attached to a translation stage to adjust the optical path length difference. The detection system includes a first detector that detects a signal reflected from the sample and a second detector that detects a signal reflected from the reference body.
もう１つの側面に依れば、本発明は位相差顕微鏡検査と空間光変調（ｓｐａｔｉａｌ ｌｉｇｈｔ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）とを使ってサンプルの画像形成を行う方法を提供する。種々の実施例では、該方法は該サンプルを照明する過程を有し、該光は、低周波空間成分（ｌｏｗ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｓｐａｔｉａｌ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）と高周波空間成分（ｈｉｇｈ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｓｐａｔｉａｌ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）とを有する該照明により該サンプルから発している。該低周波空間成分の位相は、少なくとも３つの位相シフトされた低周波空間成分を提供するようシフトされる。好ましくは該位相は、π／２、πそして３π／２の位相シフトを有する位相シフトされた低周波空間成分を発生するよう、例えば、π／２のインクレメントでシフトされるのがよい。 According to another aspect, the present invention provides a method for imaging a sample using phase contrast microscopy and spatial light modulation. In various embodiments, the method includes illuminating the sample, and the light is transmitted by the illumination having low frequency spatial components and high frequency spatial components. It originates from the sample. The phase of the low frequency spatial component is shifted to provide at least three phase shifted low frequency spatial components. Preferably, the phase is shifted, for example, by an increment of π / 2 to produce a phase shifted low frequency spatial component having a phase shift of π / 2, π and 3π / 2.
該シフトされない低周波空間成分と、少なくとも３つの位相シフトされた低周波空間成分と、は各別々の干渉用の輝度信号を作るために、共通光路に沿う該高周波空間成分と別々に干渉させられる。次いで、例えば、該輝度信号の少なくとも４つを使って、該サンプル用に画像、又は位相画像（ｐｈａｓｅ ｉｍａｇｅ）が発生される。 The unshifted low frequency spatial component and the at least three phase shifted low frequency spatial components are separately interfered with the high frequency spatial component along a common optical path to create a separate interference luminance signal. . An image, or phase image, is then generated for the sample using, for example, at least four of the luminance signals.
もう１つの側面に依れば、本発明は反射する表面を有するサンプルの非接触光学測定用の方法を提供するが、該方法は、第１信号を発生する第１光源を提供する過程と、双ビーム干渉計を使って該第１信号から時間遅延により分離された２つのパルスを有する第２信号を発生する過程と、該サンプルと連通する該干渉計からの第１光路と基準体と連通する該干渉計からの第２光路とを提供する過程と、そして該サンプル及び該基準体からのそれぞれ該第１信号と該第２信号からの第１ヘテロダイン信号と、該サンプル及び該基準体から反射される光間の干渉と、を測定し、そして該基準体反射に対する該サンプル反射の位相を示す該ヘテロダイン信号の位相を検出する過程と、を有する。 According to another aspect, the present invention provides a method for non-contact optical measurement of a sample having a reflective surface, the method comprising providing a first light source for generating a first signal; Using a dual-beam interferometer to generate a second signal having two pulses separated from the first signal by a time delay, and communicating with the first optical path from the interferometer in communication with the sample and a reference body Providing a second optical path from the interferometer, and a first heterodyne signal from the first signal and the second signal, respectively, from the sample and the reference body, and from the sample and the reference body, respectively. Measuring the interference between reflected light and detecting the phase of the heterodyne signal indicative of the phase of the sample reflection relative to the reference object reflection.
好ましい実施例では、該第１信号は低コヒーレンス信号である。該第１光源はスーパールミネッセントダイオード又はマルチモードレーザーダイオードとすることが出来る。該干渉計は更に第１路と第２路を備え、第２路は音響光学的変調器を有する。該方法は更に光フアイバーを有する光学的通路を備える。該サンプルは神経細胞の１部分とすることが出来る。 In a preferred embodiment, the first signal is a low coherence signal. The first light source can be a superluminescent diode or a multimode laser diode. The interferometer further comprises a first path and a second path, the second path having an acousto-optic modulator. The method further comprises an optical path having an optical fiber. The sample can be part of a neuronal cell.
好ましい実施例では、該干渉計は振動から隔離されたヘテロダインマイケルソン干渉計を有する。該干渉計は更に、光路長差を制御可能に調整するために並進ステージに取り付けられたミラーを有する。好ましい実施例は神経腫脹（ｎｅｒｖｅ ｓｗｅｌｌｉｎｇ）の最初の非接触で、最初の干渉計検査の、測定を行うための、ヘテロダイン低コヒーレンス干渉計を有する。神経腫脹の生物物理的機構（ｂｉｏｐｈｙｓｉｃａｌ ｍｅｃｈａｎｉｓｍ）は、本発明の好ましい実施例による個別軸索（ｉｎｄｉｖｉｄｕａｌ ａｘｏｎｓ）を使って画像形成され、解析される。該双ビーム低コヒーレンス干渉計は活きた細胞のナノメーター規模の運動の測定で多くの他の応用を有する。他の実施例は活動電位（ａｃｔｉｏｎ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ）に付随する１つのニューロン内の機械的変化を検出するために、干渉計に基づく顕微鏡を有し得る。関連した干渉計検査方法は又培養された細胞単層（ｃｕｌｔｕｒｅｄ ｃｅｌｌ ｍｏｎｏｌａｙｅｒｓ）内の細胞容積変化（ｃｅｌｌ ｖｏｌｕｍｅ ｃｈａｎｇｅｓ）を測定するため使われる。 In a preferred embodiment, the interferometer comprises a heterodyne Michelson interferometer that is isolated from vibration. The interferometer further includes a mirror attached to the translation stage to controllably adjust the optical path length difference. The preferred embodiment has a heterodyne low coherence interferometer for taking measurements of the first non-contact, first interferometric examination of nerve swelling. The biophysical mechanism of neuronal swelling is imaged and analyzed using individual axons according to a preferred embodiment of the present invention. The dual beam low coherence interferometer has many other applications in the measurement of nanometer scale motion of live cells. Other embodiments may have an interferometer-based microscope to detect mechanical changes in one neuron that are associated with an action potential. Related interferometric methods are also used to measure cell volume changes within cultured cell monolayers.
本発明のもう１つの側面はサンプルを光学的に画像形成するための光フアイバープローブを具備しているが、該プローブは、近位の端部と遠位の端部とを有するハウジングと、該ハウジングの該近位の端部内の光源に結合されたフアイバーコリメーターと、そして該ハウジングの該遠位の端部内の段階的屈折率保有レンズ（ｇｒａｄｅｄ ｉｎｄｅｘ ｌｅｎｓ）と、を備えており、該レンズは第１及び第２面を有し、該第１面は基準面であり、そして該プローブの開口数はサンプルの散乱表面からの効率的光収集を提供する。該プローブは更に、２次元位相画像形成と３次元共焦点位相画像形成の少なくとも１つを行うために並進器ステージ（ｔｒａｎｓｌａｔｏｒ ｓｔａｇｅ）上への該光フアイバーの設置部（ｍｏｕｎｔｉｎｇ）を有する。該並進器ステージは走査用ピエゾ並進器（ｓｃａｎｎｉｎｇ ｐｉｅｚｏ ｔｒａｎｓｌａｔｏｒ）を有する。該プローブの開口数（ｎｕｍｅｒｉｃａｌ ａｐｅｒｔｕｒｅ）は約０．４から０．５の範囲内にある。 Another aspect of the invention comprises an optical fiber probe for optically imaging a sample, the probe comprising a housing having a proximal end and a distal end, A fiber collimator coupled to a light source in the proximal end of the housing, and a graded index lens in the distal end of the housing, the lens Has a first and second surface, the first surface is a reference surface, and the numerical aperture of the probe provides efficient light collection from the scattering surface of the sample. The probe further includes a mounting of the optical fiber on a translator stage for performing at least one of two-dimensional phase imaging and three-dimensional confocal phase imaging. The translator stage has a scanning piezo translator. The numerical aperture of the probe is in the range of about 0.4 to 0.5.
位相測定用のシステムと方法の前記及び他の特徴と利点は、付属する図面で図解された該システムと方法の好ましい実施例の下記の特定的な説明から明らかになるであろうが、該図面では、種々の図を通して似た参照文字が同じ部品を参照している。該図面は必ずしもスケール合わせされておらず、代わりに本発明の原理の図解に力点が置かれている。 These and other features and advantages of the system and method for phase measurement will become apparent from the following specific description of preferred embodiments of the system and method illustrated in the accompanying drawings, wherein: Now, like reference characters refer to the same parts throughout the various views. The drawings are not necessarily scaled, but instead focus on an illustration of the principles of the invention.
距離測定用調波干渉計検査（Ｈａｒｍｏｎｉｃ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ ｆｏｒ ｄｉｓｔａｎｃｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）
本発明は、干渉計内に分光不平衡（ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ｉｍｂａｌａｎｃｅ）を導入することにより整数又は２π曖昧性問題を克服した光学距離測定用の位相交叉ベース（ｐｈａｓｅ ｃｒｏｓｓｉｎｇ ｂａｓｅｄ）のシステムと方法に向けられている。該方法の好ましい実施例は又面上の２隣接点の相対高さ差を精度を有して測定出来る。更に、サンプルの屈折率は、該サンプルの物理的厚さが実験的に測定され得る精度に依ってのみ制限される精度で見出され得る。
Harmonic interferometry for distance measurement
The present invention is directed to a phase crossing based system and method for optical distance measurement that overcomes the integer or 2π ambiguity problem by introducing a spectral imbalance in the interferometer. Yes. The preferred embodiment of the method can also accurately measure the relative height difference between two adjacent points on the surface. Furthermore, the refractive index of the sample can be found with an accuracy that is limited only by the accuracy with which the physical thickness of the sample can be experimentally measured.
調波位相ベースの干渉計検査（ｈａｒｍｏｎｉｃ ｐｈａｓｅ ｂａｓｅｄ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）（ＨＰＩ）で低コヒーレンス光源の１つの連続波（ＣＷ）光源との交換は、該低コヒーレンスヘテロダイン信号が測定され得る光学的ルーラー（ｏｐｔｉｃａｌ ｒｕｌｅｒ）の形で付随ＣＷヘテロダイン信号の使用を可能にする。該低コヒーレンス光源は、例えば、１μｍ波長用に５ｎｍより大きいスペクトルバンド幅を提供する。この様な変型されたエイチピーアイを使う利点の１つは、測定された位相が In harmonic phase based interferometry (HPI), the replacement of a low coherence light source with one continuous wave (CW) light source allows an optical ruler from which the low coherence heterodyne signal can be measured. ) In the form of an associated CW heterodyne signal. The low coherence light source provides, for example, a spectral bandwidth greater than 5 nm for 1 μm wavelength. One advantage of using such a modified HPI eye is that the measured phase is
の代わりに長さ尺度ｎＬに感応的であり、ここでｎは該低コヒーレンス波長での屈折率である。該量ｎは該複合品 Is sensitive to a length scale nL, where n is the refractive index at the low coherence wavelength. The amount n is the composite product
より実用的に有用である。該低コヒーレンス波長を僅かに、例えば、約２ｎｍだけ、調整することにより、該量ｎＬは２π曖昧性無しでそしてナノメーター以下の感度で見出され得る。この方法は光学距離が測定される基準光学ルーラーとして該ＣＷヘテロダイン干渉信号を使う。 More practically useful. By adjusting the low coherence wavelength slightly, eg, by about 2 nm, the quantity nL can be found without 2π ambiguity and with sub-nanometer sensitivity. This method uses the CW heterodyne interference signal as a reference optical ruler whose optical distance is measured.
容易に入手可能な低コヒーレンス光源を使う干渉計光学距離測定システムは数十波長の桁の解像度（ｏｎ ｔｈｅ ｏｒｄｅｒ ｏｆ ｔｅｎｓ ｏｆ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ）を達成した。この技術は比較的鈍感であるが、それは該２π曖昧さの課題と戦う必要がない（ｎｏｔ ｈａｖｅ ｔｏ ｃｏｎｔｅｎｄ）。好ましい実施例は、ナノメーター以下の精度で任意の長い光学距離を測定するために位相を使う低コヒーレンス干渉計検査方法を含む。この方法は整数の干渉フリンジを決めるための低コヒーレンス位相交叉技術と、分数フリンジを精密に得るための該測定からの追加位相情報と、を使う。加えて、それは深さ解像度を提供し、層化サンプルのトモグラフイー的プロフアイリング（ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃ ｐｒｏｆｉｌｉｎｇ）用に使用され得る。該方法は精度を有して長い光学距離を測定出来るので、それは複数材料の屈折率を精密に決定するため使われ得る。これは位相ベースの方法であるので、かくして見出された屈折率は位相屈折率（ｐｈａｓｅ ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｉｎｄｅｘ）であり、グループ屈折率（ｇｒｏｕｐ ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｉｎｄｅｘ）ではない。 An interferometric optical distance measurement system using a readily available low coherence light source has achieved on the order of tens of wavelengths. Although this technique is relatively insensitive, it does not need to fight the 2π ambiguity challenge (not have to content). Preferred embodiments include a low coherence interferometer inspection method that uses phase to measure any long optical distance with sub-nanometer accuracy. This method uses a low coherence phase crossover technique to determine an integer number of interference fringes and additional phase information from the measurement to accurately obtain fractional fringes. In addition, it provides depth resolution and can be used for tomographic profiling of layered samples. Since the method can measure long optical distances with accuracy, it can be used to accurately determine the refractive index of multiple materials. Since this is a phase-based method, the refractive index thus found is a phase refractive index, not a group refractive index.
図１は変型（ｍｏｄｉｆｉｅｄ）マイケルソン干渉計を含む本発明のシステム１０の好ましい実施例を図解する。入力光１２は、例えば、７７５．０ｎｍで放射するチタン：サファイアレーザーからの１５０−ｆｓモードロックされた光と、例えば、半導体レーザーからの連続波（ＣＷ）１５５０．０ｎｍ光と、から成る２カラー複合ビーム（２−ｃｏｌｏｒ ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ ｂｅａｍ）である。好ましい実施例では、該方法は該ＣＷ波長、（この実施例では正確に１５５０．０ｎｍ）の表現（ｔｅｒｍｓ）で光学距離を評価し、全ての光学距離はこの基準（ｂａｓｉｓ）に基づいて計算される。該複合ビームはビームスプリッター１４で２つに分けられる。１つの部分信号は目標サンプル１６に入射し、一方もう１つは、例えば、約０．５ｍｍ／ｓで動いているのが好ましい基準ミラー３２に入射しており、該ミラーは該基準ビーム３４上でドップラーシフト（Ｄｏｐｐｌｅｒ ｓｈｉｆｔ）を誘起する。該ドップラーシフトは、例えば、電気光学変調器（ｅｌｅｃｔｒｏ−ｏｐｔｉｃａｌ ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）の使用を通しての様な、他の手段により誘起されることも出来る。後方反射されたビームは該ビームスプリッター１４で再組み合わされ、ダイックロイックミラー（ｄｉｃｈｒｏｉｃ ｍｉｒｒｏｒ）１８によりそれらの波長成分に分離され、光検出器（ｐｈｏｔｏｄｅｔｅｃｔｏｒｓ）２０，２２で別々に測定される。最終信号は、例えば、１６ビット１００ＫＨｚＡ−Ｄ変換器の様な、Ａ−Ｄ変換器｛エイデーシー（ＡＤＣ）｝２４によりデジタル化される。更にそのデータを処理するためにパーソナルコンピュータ｛ピーシー（ＰＣ）｝の様なデータプロセサー２６が該エイデーシー２４と通信している。それらのそれぞれのドップラーシフトされた周波数での最終ヘテロダイン信号はそれらのそれぞれの中心ヘテロダイン周波数付近でバンドパスされ、該ヘテロダイン信号の対応する位相、ΨＣＷとΨＬＣ、を抽出（ｅｘｔｒａｃｔ）するためにヒルベルト変換（Ｈｉｌｂｅｒｔ ｔｒａｎｓｆｏｒｍｅｄ）される。添え字ＣＷとＬＣは該１５５０．０ｎｍ連続波と７７５．０ｎｍ低コヒーレンス波長成分とをそれぞれ示している。 FIG. 1 illustrates a preferred embodiment of the system 10 of the present invention that includes a modified Michelson interferometer. The input light 12 is, for example, two colors consisting of a 150-fs mode-locked light from a titanium: sapphire laser emitting at 775.0 nm and a continuous wave (CW) 1550.0 nm light from a semiconductor laser, for example. It is a composite beam (2-color composite beam). In a preferred embodiment, the method evaluates the optical distance in terms of the CW wavelength, (exactly 1550.0 nm in this embodiment), and all optical distances are calculated based on this basis. The The composite beam is divided into two by a beam splitter 14. One partial signal is incident on the target sample 16, while the other is incident on a reference mirror 32, which is preferably moving at about 0.5 mm / s, for example. To induce a Doppler shift. The Doppler shift can also be induced by other means, such as through the use of an electro-optical modulator. The back-reflected beams are recombined by the beam splitter 14, separated into their wavelength components by a dichroic mirror 18, and measured separately by photodetectors 20 and 22. The final signal is digitized by an A / D converter {ADC) 24, such as a 16-bit 100 KHz A-D converter. Further, a data processor 26 such as a personal computer {PC} communicates with the ADC 24 to process the data. The final heterodyne signals at their respective Doppler shifted frequencies are bandpassed near their respective central heterodyne frequencies to extract the corresponding phases of the heterodyne signals, Ψ CW and Ψ LC . Hilbert transformed. The subscripts CW and LC indicate the 1550.0 nm continuous wave and the 775.0 nm low coherence wavelength component, respectively.
低コヒーレンス光の中心波長は次いで約１−２ｎｍだけ調整され、ΨＣＷとΨＬＣ値の第２セットが測定される。これらの２セットの読み値から、該目標サンプル内の種々のインターフエースがナノメーター以下の精度でローカライズされ得る。ローカライズ用のデータの処理は下記で説明される。 The center wavelength of the low coherence light is then adjusted by about 1-2 nm, and a second set of Ψ CW and Ψ LC values is measured. From these two sets of readings, the various interfaces within the target sample can be localized with sub-nanometer accuracy. The processing of localization data is described below.
該ビームスプリッター１４から未知の距離ｘ１の１つのインターフエースから成るサンプルを考える。該ビームスプリッター１４から該基準ミラー３２までの距離、ｘ、は、該基準ミラーの走査の各時点で既知量である。 Consider a sample consisting of one interface of unknown distance x 1 from the beam splitter 14. The distance, x, from the beam splitter 14 to the reference mirror 32 is a known amount at each point of scanning of the reference mirror.
ｘ１用の近似値を見出す方法はｘを走査し、再組み合わされた低コヒーレンス光ビーム内の最終ヘテロダイン信号をモニターすることに依る。ｘがｘ１に近似的に等しい時、該ヘテロダイン信号振幅でのピークが期待される。この様な方法の精度は該光源のコヒーレンス長さ、ｌｃと該ヘテロダイン信号のＳ−Ｎの質とにより限定される。実在の実験条件では、この様に決められたｘ１の誤差は該コヒーレンス長さの５分の１より良くは無さそうである。 The way to find an approximation for x 1 relies on scanning x and monitoring the final heterodyne signal in the recombined low coherence light beam. x is time approximately equal to x 1, the peak at the heterodyne signal amplitude is expected. The accuracy of such a method is limited by the coherence length of the light source, l c , and the SN quality of the heterodyne signal. Under actual experimental conditions, the error of x 1 determined in this way is unlikely to be better than one fifth of the coherence length.
典型的低コヒーレンス源のコヒーレンス長さが名目的に約１０μｍであるとすれば、これはこの様な長さ決定手段の誤差は約２μｍに限定される。 If the coherence length of a typical low coherence source is nominally about 10 μm, this limits the error of such length determining means to about 2 μm.
該ヘテロダイン信号の位相の考慮の中で、検出された該ヘテロダイン信号の変動成分は下記で表される。 The fluctuation component of the detected heterodyne signal in consideration of the phase of the heterodyne signal is expressed as follows.
ここでＥｒｅｆとＥｓｉｇはそれぞれ該基準の電場振幅と信号電場振幅であり、ｋは光学的波数（ｏｐｔｉｃａｌ ｗａｖｅｎｕｍｂｅｒ）、ωは光学的周波数である。該指標（ｅｘｐｏｎｅｎｔ）内の２の係数は、該ミラー／サンプルへ行くそして該ビームスプリッターへ戻るように、該通路を光が２回進行する事実に依る。 Here, E ref and E sig are the reference electric field amplitude and signal electric field amplitude, respectively, k is an optical wavenumber, and ω is an optical frequency. The factor of 2 in the exponent depends on the fact that the light travels twice in the path to go to the mirror / sample and back to the beam splitter.
ｘがｘ１に正確にマッチする時、該ヘテロダイン信号はピークになると期待されることに注意する。該２つの戻りビームは強め合い干渉（ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｖｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ）に入る。従ってこの性質は該インターフエースをローカライズするため使われる。ｘ１は該２つのビームが強め合い干渉に入るｘの値を見出すことにより見出される。位相は精密に測定され得るので、この様なアプローチは約５ｎｍの長さ感度を与える。不幸にして、この方法は計算集約的であり、何故ならば、該ヘテロダイン信号がピークとなるｘの多数の値があるからであり、特定的には該ヘテロダイン信号は下記でピークとなり When x is exactly matched to x 1, said heterodyne signal is noted that is expected to be the peak. The two return beams enter into constructive interference. This property is therefore used to localize the interface. x 1 is found by finding the value of x where the two beams enter constructive interference. Such an approach gives a length sensitivity of about 5 nm, since the phase can be accurately measured. Unfortunately, this method is computationally intensive because there are multiple values of x at which the heterodyne signal peaks, in particular the heterodyne signal peaks at
ここでａは整数、λは光学的波長である。これは該２π曖昧性の課題の表明（ｍａｎｉｆｅｓｔａｔｉｏｎ）である。 Here, a is an integer and λ is an optical wavelength. This is a manifestation of the 2π ambiguity issue.
好ましい実施例は正しいピークを区別する方法を有する。ｘ＝ｘ１の時、該ヘテロダイン信号は光学的波長に関係なくピークとなることを注意しておく。他方、次のピークは、図２に図解される様に、波長に左右される。図２はサンプル内の反射インターフエース５２に付随する低コヒーレンスヘテロダイン信号を図解する。従って、該低コヒーレンス波長を調整することにより、該ヘテロダイン信号は該インターフエースと、ｘ−ｘ１が正確に区別され得る状況に付随する正しいピーク付近に圧縮される。該ヘテロダイン信号は該調整方向に依り、該インターフエース付近で圧縮され、又は膨張させられてもよいことは注意されるべきである。該ローカライズを可視化する直観的方法は、正確にｘ＝ｘ１となるフリンジ（ｆｒｉｎｇｅ）の中へスクイーズするか又はそれから離れるよう膨張する該ヘテロダイン信号を描く（ｐｉｃｔｕｒｅ）ことである。 Preferred embodiments have a method of distinguishing the correct peak. When x = x 1, said heterodyne signal It is noted that as the peak regardless optical wavelength. On the other hand, the next peak is wavelength dependent as illustrated in FIG. FIG. 2 illustrates the low coherence heterodyne signal associated with the reflective interface 52 in the sample. Therefore, by adjusting the low coherence wavelength, the heterodyne signal is compressed near the correct peak associated with the interface and the situation where xx 1 can be accurately distinguished. It should be noted that the heterodyne signal may be compressed or expanded near the interface depending on the adjustment direction. An intuitive way to visualize the localization is to picture the heterodyne signal that squeezes into a fringe where x = x 1 exactly or expands away from it.
この様な方法では２つの理由で該ＣＷ光源が必要である。第１に、干渉計内で該値を絶対的にそして精密に知ることは実際には非常に難しい。該干渉計のＣＷ成分は、該基準ミラーが走査される時、ｘの高度に精密な測定が行われることを可能にする。特に好ましい実施例では、該サンプル内の２つのインターフエース間の距離を決定するために、ｘ１が図１に示す第１インターフエースまでの距離に等しい所と、ｘ２（ｘ２＝ｘ１＋ｎＬ、ここでｎは該サンプルの屈折率）が該第２インターフエースまでの距離に等しい所と、の間で起こるＣＷ干渉フリンジの数のカウントが行われる。図３はサンプル内の２つの反射インターフエースに付随するヘテロダイン信号を図解する。該低コヒーレンス波長を調整することは該インターフエース付近の８２，８４すなわち該ヘテロダイン信号７８，８０を
圧縮する。
Such a method requires the CW light source for two reasons. First, it is actually very difficult to know the value absolutely and precisely in the interferometer. The CW component of the interferometer allows a highly precise measurement of x to be made when the reference mirror is scanned. In a particularly preferred embodiment, to determine the distance between two interfaces in the sample, x 1 is equal to the distance to the first interface shown in FIG. 1, and x 2 (x 2 = x 1 + NL, where n is the refractive index of the sample) is equal to the distance to the second interface, and the number of CW interference fringes occurring is counted. FIG. 3 illustrates the heterodyne signal associated with the two reflective interfaces in the sample. Adjusting the low coherence wavelength compresses 82, 84 near the interface, ie, the heterodyne signals 78, 80.
第２に、該インターフエースのローカライズ用の前に説明した方法はもし該反射過程に付随した位相シフトがあるなら部分的に失敗するかも知れない。例えば、該面が金属性であるなら、該位相シフトは些細とは言えず（ｎｏｎ−ｔｒｉｖｉａｌ）、該ヘテロダイン信号の位相は正確にｘ＝ｘ１である所で或る他の値を取る。前の方法は正しい干渉フリンジがｘ＝ｘ１の所で識別されることを可能にするが、しかしながら波長以下の感度は危うくされる。該シーダブリューヘテロダイン信号の存在は該ＨＰＩ方法経由で差位相（ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅ ｐｈａｓｅ）が見出されることを可能にする。この値の知識は、高いレベルの感度で該インターフエースのローカライズを可能にする。 Second, the previously described method for localization of the interface may partially fail if there is a phase shift associated with the reflection process. For example, if the surface is metallic, the phase shift is non-trivial and the phase of the heterodyne signal takes some other value where x = x 1 exactly. The previous method allows the correct interference fringes to be identified where x = x 1 , however, subwavelength sensitivity is compromised. The presence of the Seed heterodyne signal allows a difference phase to be found via the HPI method. Knowledge of this value allows the interface to be localized with a high level of sensitivity.
該ＨＰＩ方法の原理が、７７５ｎｍの波長に於ける厚さ、Ｌ及び屈折率、ｎ７７５ｎｍのサンプルの例示的実施例を通して図解される。該サンプルの２つのインターフエースは該ビームスプリッターからそれぞれ光学距離ｘ１及びｘ２にある The principle of the HPI method is illustrated through an exemplary example of a sample at thickness, L and refractive index, n 775 nm at a wavelength of 775 nm . The two interfaces of the sample are at optical distances x1 and x2, respectively, from the beam splitter
。該方法が、もし該光学距離の隙間（ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ）が、例えば、典型的に、該低コヒーレンス光源の１μｍと１００μｍの間で、該コヒーレンス長さより大きい場合のみに、働くことを注意しよう。さもないと、該インターフエースに付随する該ヘテロダイン位相信号は一緒に現れ、不精密なインターフエースローカライズに帰着する。説明の明確さのために、反射に付随する位相シフトの入り込みは後刻まで延ばすことにする。 . Note that the method only works if the optical distance separation is, for example, typically between 1 μm and 100 μm of the low coherence light source and greater than the coherence length. Otherwise, the heterodyne phase signal associated with the interface will appear together, resulting in inaccurate interface localization. For clarity of explanation, the ingress of the phase shift associated with reflection will be extended until later.
図４は数学的説明を図解する走査である。該走査は２つのインターフエースを有するサンプルのものである。信号１００は低コヒーレンスヘテロダイン信号である。トレース１０２はΨＣＷ（ｘ）である。拡大図１０４はその位相フリンジを示す。各フリンジはλＣＷの光学距離に対応する。ΨＤ（ｘ）の下方のトレースはΔの２つの異なる値に於けるものである。矢印１０６，１１０は位相交叉点を示す。垂直軸はラディアンである。基準ミラーが走査されると、該低コヒーレンスヘテロダイン信号の位相は下記で与えられ、 FIG. 4 is a scan illustrating the mathematical explanation. The scan is of a sample having two interfaces. Signal 100 is a low coherence heterodyne signal. Trace 102 is Ψ CW (x). The enlarged view 104 shows the phase fringe. Each fringe corresponds to an optical distance of λ CW . The trace below Ψ D (x) is at two different values of Δ. Arrows 106 and 110 indicate phase crossing points. The vertical axis is radians. When the reference mirror is scanned, the phase of the low coherence heterodyne signal is given by:
ここでＲＬＣｊは該低コヒーレンス波長でインターフエースｊの反射率、ｋは光学的波数、ａ＝４ｌｎ（２）／ｌＣ、ｌＣはコヒーレンス長さ、ｘは該ビームスプリッターからの基準ミラーの距離、そしてｈＣは｜ｘ｜＜２ｌＣでは１そしてさもなくば０の値を有する区分的に連続な関数（ｐｉｅｃｅｗｉｓｅ ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）である。該指標内の２の係数は後方反射構造での光路の実効的に２倍になることに依る。式３は位相が、ノイズのため、該コヒーレンス包絡線を遙かに越えては測定され得ない事実を反映する。モデル化される該コヒーレンス包絡線はプロフアイルでガウス型である（Ｇａｕｓｓｉａｎ）が、同じ位相の取り扱いはどんなゆっくり変化する包絡線のプロフアイル用にも妥当（ｖａｌｉｄ）である。 Where R LCj is the reflectivity of interface j at the low coherence wavelength, k is the optical wave number, a = 4ln (2) / l C , l C is the coherence length, and x is the reference mirror from the beam splitter. The distance, and h C, is a piecewise continuous function having a value of 1 for | x | <2l C and 0 otherwise. The factor of 2 in the index depends on effectively double the optical path in the back reflecting structure. Equation 3 reflects the fact that phase cannot be measured far beyond the coherence envelope due to noise. The coherence envelope that is modeled is profile and Gaussian, but the same phase treatment is valid for any slowly changing envelope profile.
該ＣＷヘテロダイン信号の位相は下記で与えられ、 The phase of the CW heterodyne signal is given by:
ここでＲＣＷｊは該ＣＷ波長での該インターフエースの反射率、ｎ１５５０ｎｍは該サンプルの屈折率、 Where R CWj is the reflectivity of the interface at the CW wavelength, n 1550 nm is the refractive index of the sample,
はそれぞれ該ビームスプリッターからの有効平均反射率及び距離である。もし該２つの光源の中心波長が下記の様に選ばれるなら、
ｋＬＣ＝２ｋＣＷ＋Δ （５）
ここでΔは小さな意図的に付加されたシフトであるが、すると下記形の差位相、ΨＤが得られる。
Are the effective average reflectivity and distance from the beam splitter, respectively. If the center wavelength of the two light sources is chosen as follows:
k LC = 2k CW + Δ (5)
Where Δ is a small intentionally added to shift, but Then the following forms of differential phase, [psi D is obtained.
上記量は該区間（ｘ２−ｘ１）でのフリンジの近似数と、波長以下の精度を提供する分数フリンジ（ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ ｆｒｉｎｇｅ）と、両者を提供する。 The above quantities provide both an approximate number of fringes in the interval (x 2 -x 1 ) and fractional fringes that provide sub-wavelength accuracy.
該パラメーターΔが少量だけ（約１−２ｎｍの波長シフトに対応して）変化すると、ΨＤ（ｘ）の傾斜はｘ＝ｘ１及びｘ＝ｘ２である点の付近で旋回（ｐｉｖｏｔｓ）する。換言すれば、Δの種々の値での位相走査はそれらの点で交叉する。ｘ１からｘ２までの光学距離は該２つの位相交叉点（ｐｈａｓｅ ｃｒｏｓｓｉｎｇ ｐｏｉｎｔｓ）間でΨＣＷ（ｘ）が通って進むフリンジをカウントすることにより見出され得る。こうして見出された量の２倍がＳｆｒｉｎｇｅと称され、それは整数値でなく、低コヒーレンス波長でのフリンジの数に対応する。１つのインターフエースについて多数の位相交叉点が起こる場合は、該インターフエースの位置に対応する点はΔの追加的値で多数の走査を行うことにより見出され得る。該インターフエースの位置はΨＤ（ｘ）が全てのΔ値について交叉する位置のみである。 If the parameter Δ changes by a small amount (corresponding to a wavelength shift of about 1-2 nm), the slope of Ψ D (x) pivots around the point where x = x 1 and x = x 2 . In other words, phase scans with various values of Δ cross at those points. The optical distance from x 1 to x 2 can be found by counting the fringes that Ψ CW (x) travels between the two phase crossing points. Twice the amount found in this way is called S fringe , which is not an integer value, but corresponds to the number of fringes at low coherence wavelengths. If multiple phase crossover points occur for an interface, the point corresponding to the location of the interface can be found by performing multiple scans with additional values of Δ. The position of the interface is only the position where Ψ D (x) intersects for all Δ values.
該位相シフト情報は、更に該インターフエース間隔をローカライズするため使われる。特に、ｘ＝ｘ１及びｘ＝ｘ２に於ける位相シフト間の差は下記である。 The phase shift information is further used to localize the interface interval. In particular, the difference between the phase shifts at x = x 1 and x = x 2 is
これは分数フリンジを高精度で測定する。 This measures fractional fringes with high accuracy.
絶対的な光学的間隔（ｘ２−ｘ１）はＳｆｒｉｎｇｅとＳｐｈａｓｅから下記式を通して精密に決定出来る。 The absolute optical distance (x 2 −x 1 ) can be precisely determined from S fringe and S phase through the following equation.
ここでΔＳ＝ｒｅｓ（Ｓｆｒｉｎｇｅ）−ＳｐｈａｓｅそしてＵ（）は単位階段関数（ｕｎｉｔ ｓｔｅｐ ｆｕｎｃｔｉｏ）である。ここでは、ｉｎｔ（）及びｒｅｓ（）はそれぞれ独立変数（ａｒｇｕｍｅｎｔ）の整数及び分数部分である。第１項はＳｐｈａｓｅと、Ｓｆｒｉｎｇｅの分数部分と、間の誤差を最小化することによりフリンジの正しい整数まで該光学的距離をローカライズする。光学的間隔決定の誤差はＳｐｈａｓｅの測定誤差によってのみ制限される。実験では、この様な誤差は約０．５ｎｍの（ｎ７７５ｎｍＬ）ｍｅａｓｕｒｅｄ内の誤差に解釈される。Ｓｆｒｉｎｇｅの測定誤差は、正しい干渉フリンジが確立され得るようにフリンジの半分より小さくあればよく、この基準を充たすと、それは（ｎ７７５ｎｍＬ）ｍｅａｓｕｒｅｄの誤差内に入らない。測定可能な最大の光学的距離は２つの交差点間のフリンジを正確に数える該システムの能力と、光源の周波数安定性と、にのみ左右される。 Here, ΔS = res (S fringe ) −S phase and U () are unit step functions. Here, int () and res () are the integer and fractional parts of the independent variable, respectively. The first term localizes the optical distance to the correct integer number of fringes by minimizing the error between S phase and the fractional part of S fringe . The error in determining the optical spacing is limited only by the measurement error of the phase . In experiments, such errors are interpreted as errors within (n 775 nm L) measured of about 0.5 nm. The S fringe measurement error need only be less than half of the fringe so that the correct interference fringe can be established, and if this criterion is met, it does not fall within the (n 775 nm L) measured error. The maximum optical distance that can be measured depends only on the ability of the system to accurately count the fringes between two intersections and the frequency stability of the light source.
上記式は正しいフリンジ（ｃｏｒｒｅｃｔ ｆｒｉｎｇｅ）と分数フリンジ（ｆｒａｃｔｉｏｎａｌ ｆｒｉｎｇｅ）を見出す方法の凝縮した表現である。演算は下記例と、ＳｐｈａｓｅとＳｆｒｉｎｇｅに基づく見積間の誤差を最小化する値を選択することにより（ｎ７７５ｎｍＬ）ｍｅａｓｕｒｅｄの正しい見積の決定を示す図５と、を通して図解される。ＳｆｒｉｎｇｅとＳｐｈａｓｅは２６．７と０．１１１であると仮定する。Ｓｐｈａｓｅの測定から、光学的距離の値は下記である。 The above equation is a condensed expression of how to find the correct fringe and the fractional fringe. The operation is illustrated through the following example and FIG. 5, which shows the determination of the correct estimate of the measured (n 775 nm L) by selecting a value that minimizes the error between estimates based on S phase and S fringe . Assume that S fringe and S phase are 26.7 and 0.111. From the measurement of S phase , the value of the optical distance is as follows.
ここでａは整数である。Ｓｆｒｉｎｇｅの値が与えられると、（ｎ７７５ｎｍＬ）ｍｅａｓｕｒｅｄの起こり得る値は次の３つの値：（λＣＷ／４）（２５．１１１）、（λＣＷ／４）（２６．１１１）、（λＣＷ／４）（２７．１１１）に限定され得る。（λＣＷ／４）（２７．１１１）が（λＣＷ／４）（Ｓｆｒｉｎｇｅ）に最も近いとすると、それが（ｎ７７５ｎｍＬ）ｍｅａｓｕｒｅｄの正しい見積である。 Here, a is an integer. When the value of S fringe is given, (n 775nm L) possible value of measured following three values: (λ CW /4)(25.111),(λ CW /4)(26.111) , It can be limited to (λ CW / 4) (27.111). If (λ CW /4)(27.111) is closest to (λ CW / 4) (S fringe ), it is a correct estimate of (n 775 nm L) measured .
調波的に関係付けられた光源に基づく干渉計検査の測定用の好ましい実施例では、光源
の適切に選択された対と、差位相を抽出する方法と、が該干渉計内のジッター（ｊｉｔｔｅｒ）の影響を最小化し、好ましくは除去することさえ可能にするが、該ジッターは、さもなければ、高精度光学的距離測定を不可能にするものである。又ジッターの除去は異なる時期に行われた走査の比較をも可能にする。
In a preferred embodiment for interferometric inspection measurements based on harmonically related light sources, an appropriately selected pair of light sources and a method for extracting the differential phase include jitter in the interferometer. ) Can be minimized and preferably even eliminated, but the jitter would otherwise make high precision optical distance measurements impossible. Jitter removal also allows comparison of scans performed at different times.
本方法の好ましい実施例の能力を示すよう、該システムが、物理的厚さ、Ｌ＝２３７±３μｍ、を有する溶融水晶カバースリップの頂面と底面の間の光学的距離を探る（ｐｒｏｂｅ）ため使われた。この実施例では、第１インターフエースからの反射に付随するπの位相シフトがあり、それは正の屈折率移行（ｐｏｓｉｔｉｖｅ ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｉｎｄｅｘ ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）を示す（ｍａｒｋｓ）。従って、式１と２内の係数ＲＬＣ，１とＲＣＷ，１に付随するｅ−ｉπ項がある。これはＳｆｒｉｎｇｅとＳｐｈａｓｅ上の半分の修正係数に帰着する。図４は７７３．０ｎｍと７７７．０ｎｍのＬＣ波長での典型的走査の結果を示す。４つの走査の結果は表１に抄録されるが、該表は水晶カバースリップの１片上の（ｎ７５５ｎｍＬ）の測定値を表す。該実験データの再現性（ｒｅｐｅａｔａｂｉｌｉｔｙ）はその光源が充分安定な周波数を有することを示す。 To demonstrate the capability of the preferred embodiment of the method, the system probes the optical distance between the top and bottom surfaces of a fused quartz cover slip having a physical thickness, L = 237 ± 3 μm. was used by. In this example, there is a π phase shift associated with reflection from the first interface, which indicates a positive refractive index transition (marks). Thus, there is an e −iπ term associated with the coefficients R LC, 1 and R CW, 1 in equations 1 and 2. This results in a half correction factor on S fringe and S phase . FIG. 4 shows the results of a typical scan at 773.0 nm and 777.0 nm LC wavelengths. The results of the four scans are summarized in Table 1, which represents the measured value (n 755 nm L) on a piece of quartz cover slip. The repeatability of the experimental data indicates that the light source has a sufficiently stable frequency.
実験データはナノメーター以下の精度で光学的絶対距離測定を産み出す。見出された光学的距離は該低コヒーレンス光源に組み合わされる。該ＣＷヘテロダイン信号は光学的ルーラーとして役立つ。もし水晶カバースリップのＬが精密に既知であるなら、波長７７５．０ｎｍでの該水晶用ｎ７７５ｎｍは（ｎ７７５ｎｍＬ）ｍｅａｓｕｒｅｄから非常に高度の精度で見出され得る。 Experimental data yields optical absolute distance measurements with sub-nanometer accuracy. The optical distance found is combined with the low coherence light source. The CW heterodyne signal serves as an optical ruler. If the L of the quartz cover slip is precisely known, the n 775 nm for quartz at a wavelength of 775.0 nm can be found with very high accuracy from (n 775 nm L) measured .
代わりに、Ｌの正確な値を知ることなく、２つの異なる波長での屈折率比が、これらの波長での低コヒーレンス光とそれらのそれぞれの調波でのＣＷ光とを使って対応する光学的距離を測定することにより決定され得る。低コヒーレンス波長の範囲を使って、材料の分光プロフアイル（ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ｐｒｏｆｉｌｅ）が精密に決定され得る。該分光プロフアイル種々の波長で屈折率差を正確に概説（ｍａｐｓ ｏｕｔ）する。好ましい実施例の実験結果は約１ｍｍの厚さのサンプルで精密な約７つの重要指標（ｆｉｇｕｒｅｓ）が達成され得ることを予測する。 Instead, without knowing the exact value of L, the refractive index ratio at two different wavelengths can be accommodated using low coherence light at these wavelengths and CW light at their respective harmonics. Can be determined by measuring the target distance. Using a range of low coherence wavelengths, the material's dispersion profile can be accurately determined. The spectral profile accurately outlines the refractive index difference at various wavelengths. The experimental results of the preferred embodiment predict that precise about 7 figures can be achieved with a sample about 1 mm thick.
もう１つの好ましい実施例では、該システムの光源は、１５５０．０ｎｍで放射する低コヒーレンススーパールミネッセントダイオード（ｌｏｗ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｓｕｐｅｒｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｔ ｄｉｏｄｅ）（ＳＬＤ）と、７７５．０ｎｍで放射するＣＷのチタン：サファイアレーザーと、に換えられた。該ＳＬＤを通る動作電流を調整することにより、中心波長は約２ｎｍだけ変えられ、これは位相公差を達成するのに好適である。本発明のシステムのこの好ましい実施例を使って、光学距離は１５５０．０ｎｍで測定された。この測定結果と前の測定との比を取り、水晶用に屈折率の比、ｎ７７５ｎｍ／ｎ１５５０ｎｍが決定された。見出された該屈折率比は好ましい実施例で使われた源により調和的に関係付けられた波長についてであることは注意されるべきである。他の波長に
ついて屈折率比は光源の他の適当な選択で測定され得る。比較用に、種々の材料についてｎ７７５ｎｍ／ｎ１５５０ｎｍの測定としてガラスとアクリルプラスチック（ａｃｒｙｌｉｃ ｐｌｓｔｉｃ）についての対応するデータが表２に作表されている。
In another preferred embodiment, the light source of the system is a low coherence superluminescent diode (SLD) emitting at 1550.0 nm and a CW titanium: sapphire laser emitting at 775.0 nm. It was changed to. By adjusting the operating current through the SLD, the center wavelength is changed by about 2 nm, which is suitable for achieving the phase tolerance. Using this preferred embodiment of the system of the present invention, the optical distance was measured at 1550.0 nm. The ratio between this measurement result and the previous measurement was taken, and the refractive index ratio n 775 nm / n 1550 nm was determined for quartz. It should be noted that the refractive index ratio found is for a wavelength that is harmonically related by the sources used in the preferred embodiment. The refractive index ratio for other wavelengths can be measured with other suitable choices of light sources. For comparison, the corresponding data for glass and acrylic plastic are tabulated in Table 2 as measured at n 775 nm / n 1550 nm for various materials.
該低コヒーレンス波長が該ＣＷ波長のそれの半分である時使われる幾つかの式がここで前に提示された式と僅かに異なることを注意する。例えば、 Note that some equations used when the low coherence wavelength is half that of the CW wavelength are slightly different from those previously presented here. For example,
２π曖昧性を克服するための方法の好ましい実施例は、薄膜固体材料（ｔｈｉｎ ｆｉｌｍ ｓｏｌｉｄ ｓｔａｔｅ ｍａｔｅｒｉａｌ）の高精度深さ範囲測定（ｄｅｐｔｈ
ｒａｎｇｉｎｇ）及び高精度屈折率決定の様な応用で重要な有用性を示す。
A preferred embodiment of a method for overcoming 2π ambiguity is the high precision depth range measurement of thin film solid state material.
ranging) and high precision refractive index determination.
該好ましい方法の使用はガラスのスラブ（ｓｌａｂ ｏｆ ｇｌａｓｓ）の考慮を通して図解され得る。該システムから該ガラススラブの平均中心までの距離を非常に精密に測定するシステムが存在する。又該ガラス表面の粗さを非常に精密に測定出来るシステムがある。本発明のシステムの好ましい実施例は該ガラススラブの端部面（ｇｌａｓｓ ｓｌａｂ ｅｎｄ−ｆａｃｅ）の厚さをナノメーターの感度で測定する。 The use of the preferred method can be illustrated through consideration of glass slabs. There are systems that measure the distance from the system to the average center of the glass slab very precisely. There is also a system that can measure the roughness of the glass surface very precisely. A preferred embodiment of the system of the present invention measures the thickness of the glass slab end-face with nanometer sensitivity.
該光学的距離を決定する方法の好ましい実施例の実施の過程は、図６Ａ及び６Ｂのフローチャート１２４で図解される。該方法１２４は、その１つがＣＷ源であり、一方もう１つが低コヒーレンス源であるマイケルソン干渉計の２つの調波的に関係付けられた光源の使用を含む。そのインターフエース間の光学距離が測定される必要のあるサンプルは過程１２６により信号干渉計アームの端部反射部（ｅｎｄ ｒｅｆｌｅｃｔｏｒｓ）として使われる。基準干渉計アーム内の基準ミラーは過程１２８により走査される。該方法は該信号及び基準アームからの反射が組み合わされ、波長により分離される過程１３０を有する。更に、過程１３２により、該組み合わされた光の輝度でのヘテロダイン振動が検出される。両波長のヘテロダイン信号の位相が、例えば、過程１３４でヒルベルト変換又は何等かの代わりの位相抽出方法を介して見出される。過程１３６で、より短い波長からより長い波長の位相の２倍を引き算することによる差位相が全走査について評価される。過程１３７で該走査は僅かに同調を外された光の波長で繰り返される。過程１３０−１３６は次いで繰り返される。 The process of implementing a preferred embodiment of the method for determining the optical distance is illustrated in the flowchart 124 of FIGS. 6A and 6B. The method 124 includes the use of two harmonically related light sources of a Michelson interferometer, one of which is a CW source while the other is a low coherence source. Samples whose optical distance between their interfaces needs to be measured are used as end reflectors of the signal interferometer arm by step 126. The reference mirror in the reference interferometer arm is scanned by step 128. The method includes a process 130 in which the signal and reflection from the reference arm are combined and separated by wavelength. In addition, step 132 detects heterodyne oscillations at the intensity of the combined light. The phase of the heterodyne signal at both wavelengths is found, for example, in step 134 via a Hilbert transform or some alternative phase extraction method. In step 136, the difference phase by subtracting twice the phase of the longer wavelength from the shorter wavelength is evaluated for all scans. In step 137, the scan is repeated with a slightly detuned light wavelength. Steps 130-136 are then repeated.
過程１３８で、該２つの走査から見出された該２つの差位相は次いで、該基準ミラーの変位を表すｘ軸を有するグラフ上で相互にスーパーポーズされる。差位相の抽出は又適当な光源又はクロマチックフイルター又は１つの走査に関するソフトウエア／ハードウエア信号処理を用いて行われ得ることは注意されるべきである。 In step 138, the two difference phases found from the two scans are then superposed on each other on a graph having an x-axis representing the displacement of the reference mirror. It should be noted that differential phase extraction can also be performed using a suitable light source or chromatic filter or software / hardware signal processing for one scan.
方法１２４の次の過程は、過程４０によりサンプルインターフエースの場所をマークするためにグラフ上で位相交叉点を決定する過程を有する。過程１４２により、該ＣＷ光に付随するヘテロダイン信号が該２つの交叉点間で２だけラップオーバーする回数をカウントすることにより、該インターフエース間の光学的間隔（ｏｐｔｉｃａｌ ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ）が、波長の約数分の１、例えば約０．２までの精度で決定される。該交差点での差位相を測定することによる、更に波長の非常に小さい分数、例えば、約０．００１までのローカライズ及び／又は間隔の精密化が得られる。 The next step of the method 124 includes determining the phase crossover point on the graph to mark the location of the sample interface according to step 40. Step 142 counts the number of times the heterodyne signal associated with the CW light wraps over between the two crossover points by two, so that the optical separation between the interfaces is a divisor of the wavelength. It is determined with a precision of a fraction, for example up to about 0.2. By measuring the differential phase at the intersection, a much smaller fraction of the wavelength, for example, localization and / or spacing refinement to about 0.001 is obtained.
光学的距離を測定するためのシステムの略図による線図である図７で図解されるもう１つの好ましい実施例では、該低コヒーレンス光源は、例えば、４ｎｍより大きく、バンド幅で充分広い。検出端部では、第３の検出器１７４が２つの検出器１６６，１７６に付加される。これは更に２つに分割された低コヒーレンス光信号１６８に帰着する。検出器に到達する前に、該２つの光ビームは異なるフイルター１７０，１７２を通過する。該フイルターは該スペクトラムの異なる部分を透過させる。１つはより長い波長のスペクトル成分を通過させ、一方第２は、より短い波長スペクトル成分を通過させる。好ましくは、該２つの透過したビームは２ｎｍより多くだけそれらのスペクトラムで分離されるのがよい。 In another preferred embodiment illustrated in FIG. 7, which is a schematic diagram of a system for measuring optical distance, the low coherence light source is, for example, larger than 4 nm and sufficiently wide in bandwidth. At the detection end, a third detector 174 is added to the two detectors 166, 176. This results in a low coherence optical signal 168 that is further divided into two. Prior to reaching the detector, the two light beams pass through different filters 170, 172. The filter transmits different parts of the spectrum. One passes longer wavelength spectral components, while the second passes shorter wavelength spectral components. Preferably, the two transmitted beams are separated in their spectrum by more than 2 nm.
次いで該光ビームは該検出器に入射し、それらのヘテロダイン信号は図１に関連して論じられた流儀で処理される。代わりの好ましい実施例のこの方法の利点は該方法が調整さ
れた低コヒーレンス波長を用いた処理の繰り返しを除くことである。該２信号は同じ走査で得られる。
The light beam then enters the detector and their heterodyne signals are processed in the manner discussed with respect to FIG. An advantage of this method of an alternative preferred embodiment is that it eliminates repeated processing with a tuned low coherence wavelength. The two signals are obtained by the same scan.
図８Ａ及び８Ｂは本発明の好ましい実施例による光学的距離を測定する代わりの方法のフローチャート１８４を図解する。該方法１８４は干渉計内で２つの調波的に関係付けられた光源の使用を含み、該光源の１つはＣＷ源であり、一方もう１つは低コヒーレンス源である。過程１８６により、光学的距離が測定される必要があるサンプルは信号干渉計アームの端部反射部（ｅｎｄ ｒｅｆｌｅｃｔｏｒｓ）として使われる。基準干渉計アームの基準ミラーは過程１８８で走査される。該方法は更に、該信号及び基準アームからの反射を組み合わせ、それらを波長により分離する過程１９０を有する。過程１９２で該低コヒーレンス波長は更にフイルターを使って分離される。該方法１８４は少なくとも３つの検出器で該ヘテロダイン振動を検出する過程１９４を有する。次の過程１９６は該組み合わされた光の輝度内のヘテロダイン振動を検出する過程を有する。過程１９８で両波長用のヘテロダイン信号の位相は、例えば、ヒルベルト変換又は他の代わりの位相抽出方法を介して見出される。次いで該ＣＷ信号を用いた各低コヒーレンス信号についての差位相が過程２００で評価される。 8A and 8B illustrate a flowchart 184 of an alternative method of measuring optical distance according to a preferred embodiment of the present invention. The method 184 includes the use of two harmonically related light sources in the interferometer, one of the light sources being a CW source while the other is a low coherence source. According to step 186, the samples whose optical distance needs to be measured are used as end reflectors of the signal interferometer arm. The reference mirror of the reference interferometer arm is scanned at step 188. The method further comprises a step 190 of combining the signal and reflection from the reference arm and separating them by wavelength. In step 192, the low coherence wavelength is further separated using a filter. The method 184 includes a step 194 of detecting the heterodyne oscillation with at least three detectors. The next step 196 includes detecting heterodyne oscillations within the intensity of the combined light. In step 198, the phase of the heterodyne signal for both wavelengths is found, for example, via a Hilbert transform or other alternative phase extraction method. The differential phase for each low coherence signal using the CW signal is then evaluated at step 200.
次いで過程２０２で該２つの差位相は、該基準ミラーの変位を表すｘ軸線を有するグラフ上で相互にスーパーポーズされる。残りの過程２０４，２０６，２０８は図６Ｂに関連して論じられた過程１４０，１４２，１４４と同様である。 Then, in step 202, the two difference phases are superposed on each other on a graph having an x-axis representing the displacement of the reference mirror. The remaining steps 204, 206, 208 are similar to steps 140, 142, 144 discussed in connection with FIG. 6B.
本方法の好ましい実施例はナノメーター以下の精度で任意に長い光学的距離を絶対的に測定するため使われ得る。該システムの好ましい実施例は自由空間ベースか又はフアイバーベースで存在し得る。図９は光学的距離を測定するフアイバーベースのシステムの好ましい実施例を図解する。 The preferred embodiment of the method can be used to absolutely measure arbitrarily long optical distances with sub-nanometer accuracy. Preferred embodiments of the system can exist on a free space basis or a fiber basis. FIG. 9 illustrates a preferred embodiment of a fiber-based system for measuring optical distance.
入力光２５６はフアイバー２５１内を進む、近似的に調波的に関係付けられた、波長λ１を有する低コヒーレンス光と、波長λ２を有するＣＷ光ビームと、を含む。該複合ビームは２つに分けられ、該信号の１つの部分は目標レンズ２５４とサンプル２５６に入射し、フアイバー２５３内を進む一方、もう１つはレンズ２６８経由で基準ミラー２６６に入射し、フアイバー２５１内を進む。該基準ミラーの移動は該反射ビーム上にドップラーシフトを導入する。反射されたビームは再組み合わせされ、次いでダイクロイックミラー２５８によりそれらの成分波長成分（ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）に分けられる。これらの波長成分は光検出器２６０，２６２で別々に測定される。それらのそれぞれのドップラーシフトされた周波数での最終ヘテロダイン信号はそれらのそれぞれの中心ヘテロダイン周波数付近でバンドパスされ、該ヘテロダイン信号に対応した位相、ΨＣＷとΨＬＣを抽出するためヒルベルト変換される。 Input light 256 includes an approximately harmonically related low coherence light having wavelength λ 1 and a CW light beam having wavelength λ 2 traveling in fiber 251. The composite beam is split into two, one part of the signal is incident on the target lens 254 and the sample 256 and travels through the fiber 253 while the other is incident on the reference mirror 266 via the lens 268 and the fiber. Go inside 251. Movement of the reference mirror introduces a Doppler shift on the reflected beam. The reflected beams are recombined and then separated by dichroic mirror 258 into their component wavelength components. These wavelength components are separately measured by the photodetectors 260 and 262. The final heterodyne signals at their respective Doppler shifted frequencies are bandpassed near their respective central heterodyne frequencies and are Hilbert transformed to extract the phases, Ψ CW and Ψ LC corresponding to the heterodyne signals.
好ましい実施例の方法は精密な光学的距離測定を行うために使われ得る。この様な測定から、目標対象の光学的特性が精密に測定され得る。該目標の分光プロフアイル（ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ ｐｒｏｆｉｌｅ）を測定することにより、該目標の構造及び／又は化学的特性が評価され得る。生物医学的背景では、本発明の好ましい実施例は非接触、非侵襲性の仕方で生物学的組織の分光特性を精密に決定するため使われ得る。この様な分光的判定は眼の角膜又は房水（ｃｏｒｎｅａ ｏｒ ａｑｕｅｏｕｓ ｈｕｍｏｒ ｏｆ ｔｈｅ ｅｙｅ）に関して使われ得る。達成される感度はブドウ糖濃度に左右される光学的変化を検出するのに充分であり得る。本発明の好ましい実施例では、血液ブドウ糖レベルが、眼の房水、硝子体液又は角膜（ｔｈｅ ａｑｕｅｏｕｓ， ｖｉｔｒｅｏｕｓ ｈｕｍｏｒ ｏｒ ｔｈｅ ｃｏｒｎｅａ ｏｆ ｔｈｅ ｅｙｅ）の何れかの分光プロフアイルの非侵襲性の測定を通して決定され得る。 The method of the preferred embodiment can be used to make precise optical distance measurements. From such measurements, the optical properties of the target object can be accurately measured. By measuring the target's spectral profile, the structure and / or chemical properties of the target can be evaluated. In the biomedical context, preferred embodiments of the present invention can be used to accurately determine the spectral properties of biological tissue in a non-contact, non-invasive manner. Such spectroscopic determinations can be used for the cornea or aqueous humor of the eye. The sensitivity achieved may be sufficient to detect optical changes that depend on glucose concentration. In a preferred embodiment of the present invention, blood glucose levels are determined through non-invasive measurements of spectroscopic profiles of either the aqueous humor, vitreous humor or the cornea (the aqueous, vitreous humor or the cornea of the eye). Can be done.
上文で論じた様に、位相ベースの干渉計検査方法は光学的距離を非常に高感度で測定出来る。しかしながら、それらは該２π曖昧性問題としてその分野で広く知られる問題によりそれらの応用では限定されるのが典型的である。この問題の核心は１０．１波長の長さを１１．１波長の長さから区別することが不可能なことである。本発明の好ましい実施例はこの限定を克服し、ナノメータ以下の精度で絶対的な光学的距離測定を可能にする。 As discussed above, the phase-based interferometer inspection method can measure optical distance with very high sensitivity. However, they are typically limited in their application by a problem widely known in the field as the 2π ambiguity problem. The core of this problem is that it is impossible to distinguish the length of the 10.1 wavelength from the length of the 11.1 wavelength. The preferred embodiment of the present invention overcomes this limitation and allows absolute optical distance measurements with sub-nanometer accuracy.
概略的に該ナノメーター範囲の感度で光学的距離の変化を測定する数多くの位相ベースの方法がある。その変化が小さく、徐々である限り、該変化は連続的に追跡され得る。概略数マイクロメーターの反射器感度の異なるインターフエースから反射された光の検出器での到着の遅延を追跡することにより絶対的に光学的距離を測定する低コヒーレンス方法がある。上文で論じた様に、干渉計でのＣＷ及び低コヒーレンス光源の同時使用は光学的距離を測定するための方法を提供する。該２つの波長に付随する信号のヘテロダイン位相は本質的に関係付けられている。該好ましい実施例により該位相を処理することにより、運動ノイズ（ｍｏｔｉｏｎａｌ ｎｏｉｓｅ）は最小化され、我々の測定から除去されるのが好ましい。 There are a number of phase-based methods that measure changes in optical distance with a sensitivity generally in the nanometer range. As long as the change is small and gradual, it can be tracked continuously. There are low coherence methods that measure absolute optical distance by tracking the arrival delay at the detector of light reflected from interfaces with differing reflector sensitivities on the order of a few micrometers. As discussed above, the simultaneous use of CW and low coherence light sources in an interferometer provides a method for measuring optical distance. The heterodyne phases of the signals associated with the two wavelengths are inherently related. By processing the phase according to the preferred embodiment, motion noise is preferably minimized and removed from our measurements.
好ましい実施例の応用は、眼の硝子体液及び／又は房水の屈折率の測定を用いたブドウ糖レベル決定である。この技術の感度は臨床的に妥当な感度で化学的濃度を測定する能力を与える。好ましい実施例の方法のより明らかな応用の１つはその眼で行われる測定を通しての血液ブドウ糖レベルの決定である。該眼の中の流体のブドウ糖レベルは臨床的に重要でない時間遅延を伴ってその血液のそれを鏡写しする。 A preferred embodiment application is glucose level determination using refractive index measurements of the vitreous humor and / or aqueous humor of the eye. The sensitivity of this technique provides the ability to measure chemical concentrations with clinically reasonable sensitivity. One of the more obvious applications of the preferred embodiment method is the determination of blood glucose levels through measurements performed on the eye. The glucose level of the fluid in the eye mirrors that of the blood with a time delay that is not clinically important.
好ましい実施例の方法は、図１０で図解された少なくとも２つの別々のセットの波長を使って眼の硝子体液及び／又は房水の層の光路長を測定する。該方法は該低コヒーレンス波長での屈折率と、２つのインターフエース間の物理的間隔との積を測定する。該低コヒーレンス光源の波長を変化させること（そしてマッチするよう該ＣＷ波長を適当に変えること）により、種々の波長での屈折率差が測定される。例えば、１つのセットの測定が、ｎ５００ｎｍＬを抽出するために、同調可能な５００ｎｍ低コヒーレンス光源と１μｍＣＷ光源とを用いて行われるが、ここでＬは該測定点での硝子体液及び／又は房水の物理的厚さである。もう１つのセットの測定が、ｎ９００ｎｍＬを抽出するために、同調可能な１０００ｎｍ低コヒーレンス光源と１８００ｎｍＣＷ光源とを用いて行われる。これら２測定値の比を取ることにより、該硝子体液及び／又は房水の該屈折率比、ｎ５００ｎｍ／ｎ９００ｎｍが抽出される。本システムの好ましい実施例の現在の感度、例えば、０．５ｎｍ光路感度、を用いると、１０−８の感度で該比ｎ５００ｎｍ／ｎ９００ｎｍが人間の硝子体液及び／又は房水のそれに等しい厚さの材料について測定され得る。これは約０．２５ｍｇ／ｄｌのブドウ糖レベルの変化に対する感度を提供する。典型的血液ブドウ糖レベルが約１００ｍｇ／ｄｌであると与えられたとして、本発明の好ましい実施例は血液ブドウ糖評価用に良く適合している。光学的波長の選択は柔軟であり、上文で使われた波長は単に図解目的用である。最大感度のために、波長の間隔は出来るだけ大きいのが好ましい。好ましい実施例は５００ｎｍより大きい間隔を有する。 The preferred embodiment method measures the optical path length of the vitreous humor and / or aqueous humor layer of the eye using at least two separate sets of wavelengths illustrated in FIG. The method measures the product of the refractive index at the low coherence wavelength and the physical spacing between the two interfaces. By changing the wavelength of the low coherence light source (and appropriately changing the CW wavelength to match), the refractive index difference at various wavelengths is measured. For example, one set of measurements is made using a tunable 500 nm low coherence light source and a 1 μm CW light source to extract n 500 nm L, where L is the vitreous fluid at the measurement point and / or The physical thickness of the aqueous humor. Another set of measurements is made using a tunable 1000 nm low coherence light source and a 1800 nm CW light source to extract n 900 nm L. By taking the ratio of these two measured values, the refractive index ratio, n 500 nm / n 900 nm, is extracted from the vitreous humor and / or aqueous humor. Using the current sensitivity of the preferred embodiment of the system, for example 0.5 nm optical path sensitivity, the ratio n 500 nm / n 900 nm is equal to that of human vitreous humor and / or aqueous humor at a sensitivity of 10 −8. Can be measured on other materials. This provides a sensitivity to changes in glucose levels of about 0.25 mg / dl. Given that a typical blood glucose level is about 100 mg / dl, the preferred embodiment of the present invention is well suited for blood glucose assessment. The choice of optical wavelength is flexible and the wavelengths used above are for illustration purposes only. For maximum sensitivity, the wavelength spacing is preferably as large as possible. Preferred embodiments have a spacing greater than 500 nm.
該硝子体液及び／又は房水内で変化する他の化学品（ｃｈｅｍｉｃａｌｓ）の存在のためにこの様な屈折率比が絶対的血液ブドウ糖レベル決定用に不充分な場合、光路長測定のもっと完全な範囲は他の波長の範囲で作られ得る。もっと完全な測定のこのセットはその測定値をブドウ糖及び他の化学品の既知の分光プロフアイルに適合させることによりブドウ糖レベル及び他の化学品濃度の決定を可能にする。 If such a refractive index ratio is insufficient for determining absolute blood glucose levels due to the presence of other chemicals that vary within the vitreous humor and / or aqueous humor, a more complete path length measurement is possible. The range can be made with other wavelength ranges. This set of more complete measurements allows the determination of glucose levels and other chemical concentrations by adapting the measurements to known spectral profiles of glucose and other chemicals.
本発明の好ましい実施例は半導体製造の測定技術として応用され得る。その方法の好ましい実施例は非接触、非破壊的なので、半導体構造体の厚さをそれらが製造される時にモニターするため使われ得る。加えて、該半導体構造体の構成（ｃｏｍｐｏｓｉｔｉｏｎ）
は硝子体液及び／又は房水測定の特性付けに関連して論じられたそれと全く同じ仕方で評価され得る。
The preferred embodiment of the present invention can be applied as a measurement technique in semiconductor manufacturing. Since the preferred embodiment of the method is non-contact and non-destructive, it can be used to monitor the thickness of semiconductor structures as they are manufactured. In addition, the composition of the semiconductor structure
Can be evaluated in exactly the same way as discussed in connection with characterization of vitreous humor and / or aqueous humor measurements.
位相測定及び画像形成システム（Ｐｈａｓｅ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ａｎｄ ｉｍａｇｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍｓ）
本発明の代わりの好ましい実施例は光を用いた小さな生物学的対象又は特徴の画像形成に向けられる。これらの実施例は、例えば、細胞生理学及び神経科学の分野に応用され得る。これらの好ましい実施例は位相測定及び画像形成技術の原理に基づいている。位相測定及び画像形成技術を使う科学的動機付けは、例えば、μｍ以下のレベルでの細胞生物学から導出されており、該細胞生物学は、形成異常源の画像形成、細胞接合（ｃｅｌｌｕｌａｒ ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ）、神経伝達（ｎｅｕｒｏｎａｌ ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ）そして遺伝暗号のインプレメンテーション（ｉｍｐｌｅｍｅｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｇｅｎｅｔｉｃ ｃｏｄｅ）を含み得るが、それらに限定されない。細胞以下の構成成分の構造とダイナミックス（ｄｙｎａｍｉｃｓ）は、例えば、Ｘ線及び中性子線散乱を含む現在の方法及び技術を使ってそれらの自然な状態（ｉｎ ｔｈｅｉｒ ｎａｔｉｖｅ ｓｔａｔｅ）で現在研究され得る。対照的に、ナノメーター解像度を有する光ベースの技術は細胞マシナリー（ｃｅｌｌｕｌａｒ ｍａｃｈｉｎｅｒｙ）がその自然な状態で研究されることを可能にする。本発明の好ましい実施例は干渉計検査及び／又は位相測定の原理に基づくシステムを含み、細胞生理学を研究するため使われる。これらのシステムは位相を測定するために光学的干渉計を使う低コヒーレンス干渉計検査（ｌｏｗ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｒｙ）（ＬＣＩ）又は細胞成分自身内での干渉が使われる光散乱スペクトロスコピー（ｌｉｇｈｔ ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）（ＬＳＳ）の原理を含むか、又は代わりにＬＣＩ及びＬＳＳの原理が本発明のシステム内で組み合わされる。
Phase measurement and image forming system (Phase measurement and imaging systems)
An alternative preferred embodiment of the present invention is directed to imaging small biological objects or features using light. These examples can be applied, for example, to the fields of cell physiology and neuroscience. These preferred embodiments are based on the principles of phase measurement and imaging techniques. Scientific motivation using phase measurement and imaging techniques has been derived, for example, from cell biology at the submicron level, which is the imaging of cellular dysplasia, cellular communication. , Neurotransmission, and implementation of the genetic code, but are not limited to these. The structure and dynamics of subcellular components can now be studied in their natural state using current methods and techniques including, for example, X-ray and neutron scattering. In contrast, light-based techniques with nanometer resolution allow cellular machinery to be studied in its natural state. The preferred embodiment of the present invention includes a system based on the principles of interferometry and / or phase measurement and is used to study cell physiology. These systems are low coherence interferometry (LCI), which uses an optical interferometer to measure phase, or light scattering spectroscopy, where interference within the cellular components themselves is used ( LSS) principle or alternatively, LCI and LSS principles are combined in the system of the present invention.
位相測定及び画像形成システム用の好ましい実施例は能動的に安定化された干渉計（ａｃｔｉｖｅｌｙ ｓｔａｂｉｌｉｚｅｄ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒｓ）、隔離干渉計（ｉｓｏｌａｔｉｏｎ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ）、共通路干渉計（ｃｏｍｍｏｎ ｐａｔｈ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ）そして差測定（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ）を提供する干渉計を含む。差測定システムへ向けられた実施例は２点ヘテロダイン干渉計（ｔｗｏ−ｐｏｉｎｔ ｈｅｔｅｒｏｄｙｎｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ）及び双ビーム干渉計（ｄｕａｌ ｂｅａｍ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒｓ）を含む。共通路干渉計を使う実施例は空間的光変調（ｓｐａｔｉａｌ ｌｉｇｈｔ ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）を使う位相差顕微鏡検査（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ）を含むことが出来る。 Preferred embodiments for phase measurement and imaging systems include actively stabilized interferometers, isolation interferometers, common path interferometers and differential measurements. ) Including an interferometer. Examples directed to difference measurement systems include two-point heterodyne interferometers and dual beam interferometers. Embodiments using common path interferometers can include phase contrast microscopy using spatial light modulation.
光学的低コヒーレンス干渉計測（ＬＣＩ）は生物学的媒体の研究で多くの応用を見出した。最も広く使われるＬＣＩ技術は光学的コヒーレンストモグラフイー（ｏｐｔｉｃａｌ
ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）（ＯＣＴ）であり、それは生物学的サンプルの２Ｄ又は３Ｄ後方散乱プロフアイル（２Ｄ ｏｒ ３Ｄ ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ ｐｒｏｆｉｌｅ）を画像形成する。該ＬＣＩ技術はその全体的開示が引用によりここに組み入れられる非特許文献１で説明された。ＯＣＴは使われる光源のコヒーレンス長さにより限定される深さ感度（ｄｅｐｔｈ ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ）を有する。超広帯域源（ｕｌｔｒａ−ｂｒｏａｄｂａｎｄ ｓｏｕｒｃｅ）は１μｍの桁の寸法の特徴を解像（ｒｅｓｏｌｖｅｄ）した。
Optical low coherence interferometry (LCI) has found many applications in the study of biological media. The most widely used LCI technology is optical coherence tomography.
coherence tomography (OCT), which images a 2D or 3D backscattering profile of a biological sample. The LCI technique was described in Non-Patent Document 1, the entire disclosure of which is incorporated herein by reference. OCT has depth sensitivity that is limited by the coherence length of the light source used. The ultra-broadband source resolved features with dimensions on the order of 1 μm.
位相感応低コヒーレンス干渉計検査はサンプル内の波長以下の光路変化に感応する。位相感応型ＬＣＩの主な困難は該干渉計のアーム内の光路変動（ｏｐｔｉｃａｌ ｐａｔｈ
ｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎｓ）による位相ノイズである。殆ど同一の光路を通過する種々の波長のレーザービームは干渉計位相ノイズを測定するため使われ得るが、該ノイズは次
に真のサンプル位相シフトを抽出するために、同様にノイズを有するサンプル信号から引き算される。他の研究者は差動位相コントラスト（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ）測定するために共通光路に沿う直交レーザー偏波か又は高い位相感度を有する複屈折を使った。両技術では、基準アーム路が走査され、最終フリンジデータから（ヒルベルト変換を経由して）該位相を抽出するためコンピュータ計算が要求され、加えて、該位相測定の２π曖昧性を除くために位相アンラッピング（ｐｈａｓｅ ｕｎｗｒａｐｐｉｎｇ ａｌｇｏｒｉｔｈｍ）アルゴリズムが使われねばならない。該フリンジ走査と情報処理手順は該測定の速度を実質的に減じ、ノイズを増大させるかも知れない。
Phase sensitive low coherence interferometer inspection is sensitive to sub-wavelength optical path changes in the sample. The main difficulty of phase sensitive LCI is the optical path variation in the arm of the interferometer.
phase noise). Laser beams of various wavelengths that pass through almost the same optical path can be used to measure the interferometer phase noise, which in turn can be used to extract the true sample phase shift as well as the sample signal with noise. Subtracted from Other investigators used either orthogonal laser polarization along a common optical path or birefringence with high phase sensitivity to measure differential phase contrast. In both techniques, a reference arm path is scanned and a computer calculation is required to extract the phase (via the Hilbert transform) from the final fringe data, plus a phase to remove the 2π ambiguity of the phase measurement. An unwrapping algorithm must be used. The fringe scanning and information processing procedure may substantially reduce the speed of the measurement and increase noise.
能動的に安定化された干渉計を有するシステム（Ｓｙｓｔｅｍｓ ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ
ａｃｔｉｖｅｌｙ ｓｔａｂｉｌｉｚｅｄ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒｓ）
本発明の好ましい実施例は、基準ビームによる干渉計の能動的安定化が広いバンド幅での非常に小さい位相シフトの連続検出と最小のコンピュータ処理を可能にするＬＣＩ方法を使う。任意の位相角度へロックする基準ビーム（Ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｂｅａｍ ｌｏｃｋｉｎｇ ｔｏ ａｎ ａｒｂｉｔｒａｒｙ ｐｈａｓｅ ａｎｇｌｅ）は基準アーム走査無しに直接のサンプル位相測定をもたらす。好ましい実施例は２次元及び３次元位相画像形成を提供する。
Systems with actively stabilized interferometers (Systems including
active stabilized interferometers)
The preferred embodiment of the present invention uses an LCI method in which active stabilization of the interferometer with a reference beam allows continuous detection of very small phase shifts over a wide bandwidth and minimal computer processing. A reference beam locking to an arbitrary phase angle provides a direct sample phase measurement without a reference arm scan. Preferred embodiments provide two-dimensional and three-dimensional phase imaging.
好ましい実施例は基準レーザービームによるマイケルソン干渉計の能動的安定化に依存する。能動的に安定化された干渉計３００の好ましい実施例の略図が図１１に示される。該能動的に安定化されたマイケルソン干渉計システム３００は、ミラー３０６，移動ミラー３１０，ビームスプリッター３０４，位相変調器３０８，検出器３１８，ローカル発信器源３２０，３２２，ミキサー３１６そして加算増幅器（ｓｕｍｍｉｎｇ ａｍｐｌｉｆｉｅｒ）３１２を有する。ビームスプリッター３０４により分割された連続波レーザービームは２つの干渉計アームをトラバース（ｔｒａｖｅｒｓｅｓ）し、検出器３１８で再組み合わせされる。該干渉計アームの１つは電気光学的変調器又はピエゾ電気変換器上に設置されたミラーの様な、位相変調要素（ｐｈａｓｅ ｍｏｄｕｌａｔｉｎｇ ｅｌｅｍｅｎｔ）３０８を有する。該光路差への大きな調整が並進ミラー３１０又は何等かの他の何等かの可変の光学的遅延線（ｖａｒｉａｂｌｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｄｅｌａｙ ｌｉｎｅ）により行われてもよい。コンピュータ３１５の様な処理デバイスがフイードバックを提供し、位相シフト測定を処理するために使われる電子機器と通信する。電子的画像デイスプレー３１７が該位相シフトと関連画像を表示するため使われる。 The preferred embodiment relies on active stabilization of the Michelson interferometer with a reference laser beam. A schematic diagram of a preferred embodiment of an actively stabilized interferometer 300 is shown in FIG. The actively stabilized Michelson interferometer system 300 includes a mirror 306, a moving mirror 310, a beam splitter 304, a phase modulator 308, a detector 318, local oscillator sources 320, 322, a mixer 316 and a summing amplifier ( summing amplifier) 312. The continuous wave laser beam split by beam splitter 304 traverses the two interferometer arms and is recombined by detector 318. One of the interferometer arms has a phase modulating element 308, such as a mirror mounted on an electro-optic modulator or a piezoelectric transducer. Large adjustments to the optical path difference may be made by a translation mirror 310 or some other variable optical delay line. A processing device, such as computer 315, provides feedback and communicates with the electronics used to process the phase shift measurements. An electronic image display 317 is used to display the phase shift and associated images.
該２つの干渉計アーム間の位相差は下記の様に正弦波状に変調されるが
Φ＝Ψ＋Ψｄｓｉｎ（Ωｔ） （１６）
ここでΨ＝ｋ（Ｌ１−Ｌ２）＝ｋΔＬは該２つのアーム間の位相差、Ψｄ＜２πは変調深さ、そしてΩは変調周波数である。検出された干渉計信号は該２つの干渉計アームからのビームのコヒーレントな加算を与えられ、下記となる。
The phase difference between the two interferometer arms is modulated in a sinusoidal form as follows: Φ = Ψ + Ψ d sin (Ωt) (16)
Where ψ = k (L 1 −L 2 ) = kΔL is the phase difference between the two arms, ψ d <2π is the modulation depth, and Ω is the modulation frequency. The detected interferometer signal is given a coherent addition of the beams from the two interferometer arms and becomes:
Ｉ＝Ｉ１＋Ｉ２＋２（Ｉ１Ｉ２）１／２ｃｏｓφ （１７）
Ｉとφの間の非線形的関係は変調周波数Ωの多くの調波での周波数成分を有する検出信号に帰着する。第１（ＩΩ）及び第２（Ｉ２Ω）調波項は下記で与えられる。
I = I 1 + I 2 +2 (I 1 I 2 ) 1/2 cos φ (17)
The non-linear relationship between I and φ results in a detection signal having frequency components at many harmonics of the modulation frequency Ω. The first (I Ω ) and second (I 2 Ω ) harmonic terms are given below.
ＩΩ＝４Ｊ１（Ψｄ）（Ｉ１Ｉ２）１／２ｓｉｎΨｓｉｎ（Ωｔ） （１８）
Ｉ２Ω＝４Ｊ２（Ψｄ）（Ｉ１Ｉ２）１／２ｃｏｓΨｃｏｓ（Ωｔ） （１９）
それぞれΩ及び２Ωに於けるＩΩ及びＩ２Ωの復調がミキサー３１６又はロックイン増幅器を介して行われ、該２つの信号は下記のΨの関数として等しい振幅を与えるよう増幅される。
I Ω = 4J 1 (Ψ d ) (I 1 I 2) 1/2 sinΨsin (Ωt) (18)
I 2Ω = 4J 2 (Ψ d ) (I 1 I 2 ) 1/2 cos Ψcos (Ωt) (19)
Demodulation of I Ω and I 2 Ω at Ω and 2 Ω, respectively, is performed via a mixer 316 or lock-in amplifier, and the two signals are amplified to give equal amplitude as a function of ψ below.
Ｖ１＝Ｖ０ｓｉｎΨ （２０）
Ｖ２＝Ｖ０ｃｏｓΨ （２１）
アナログ又はデジタル回路を用いて、該線形組み合わせＶ０は時間変化するパラメーターとしてのθを用いて下記の様に計算される。
V 1 = V 0 sin Ψ (20)
V 2 = V 0 cosΨ (21)
Using an analog or digital circuit, the linear combination V 0 is calculated as follows using θ as a time-varying parameter.
Ｖθ＝ｃｏｓθ＊Ｖ１−ｓｉｎθ＊Ｖ２＝Ｖ０ｓｉｎ（Ψ−θ） （２２）
この信号は正の傾斜を有して何れかのゼロ交叉に該干渉計をロックするための誤差信号として使われる。Ｖθ（ｔ）は、能動的に干渉計ノイズを打ち消すため、該位相変調器（高周波）及び路長変調器（低周波）へフイードバックされる前に、積分され、フイルターされ、そして増幅される。該線形組み合わせＶθ（ｔ）は任意の位相θにロックすることを可能にするために誤差信号として使われる。
V θ = cosθ * V 1 -sinθ * V 2 = V 0 sin (Ψ-θ) (22)
This signal has a positive slope and is used as an error signal to lock the interferometer to any zero crossing. V θ (t) is integrated, filtered, and amplified before being fed back to the phase modulator (high frequency) and path length modulator (low frequency) to actively cancel the interferometer noise. . The linear combination V θ (t) is used as an error signal to enable locking to an arbitrary phase θ.
該安定化された干渉計はここで説明される様に位相感応型低コヒーレンス干渉計検査と組み合わされてもよい。ここで説明されるシステムのセットアップの全ては自由空間光学機器又はフアイバー光学機器を経由して実施されてもよい。明確さのために、図解は自由空間光学機器の実施例を示す。 The stabilized interferometer may be combined with a phase sensitive low coherence interferometer test as described herein. All of the system setups described herein may be implemented via free space optics or fiber optics. For clarity, the illustration shows an example of a free space optical instrument.
光学的遅延位相感応型ＬＣＩ用の基準ビーム安定化された干渉計についての略図が図１２に示される。低コヒーレンス源からのビーム３５３は安定化干渉計内ではロック用ビーム（ｌｏｃｋｉｎｇ ｂｅａｍ）３５５と同じ通路を通過する。該干渉計の２アーム間の（安定化された）路長差を変えることにより出力ビームが用意されるが、該出力ビームは、それら間に高度に安定で、連続的に可変の光路遅延を有し、該干渉計ロック変調周波数で変調された該エルシービームの２つの“コピー（ｃｏｐｉｅｓ）”の和から成る。 A schematic for a reference beam stabilized interferometer for optical delayed phase sensitive LCI is shown in FIG. The beam 353 from the low coherence source passes through the same path as the locking beam 355 in the stabilizing interferometer. An output beam is prepared by changing the (stabilized) path length difference between the two arms of the interferometer, but the output beam has a highly stable and continuously variable optical path delay between them. And consists of the sum of two “copies” of the L.C. beam modulated at the interferometer lock modulation frequency.
サンプル３８２は、該サンプルと接触する側上を該ＬＣ波長での反射防止コートされたカバーガラス上に置かれる。該ＬＣビームは該ガラス及びサンプルを通るよう顕微鏡対物レンズ３８０により焦点合わせされる。後方散乱された光は同じ光学機器により集められ、検出器３６６上に焦点合わせされる。該検出される信号は時間遅延ΔＬ／ｃを有する後方散乱場の自己相関（ａｎ ａｕｔｏｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｂａｃｋｓｃａｔｔｅｒｅｄ ｆｉｅｌｄ ｗｉｔｈ ｔｉｍｅ ｄｅｌａｙΔＬ／ｃ）である。それは、ゼロ遅延と、サンプルアーム内の散乱又は反射面の対の間の光路長の２倍に対応する遅延と、での図１３で図解される干渉フリンジを表示して、示されている。特に、該カバーガラスのコートされない側は該サンプルから約１カバーガラス厚さｄ離れるよう配置され、該サンプルからの干渉信号は、ｎをガラスの屈折率とすると、光路遅延ｎｄで見られる。 Sample 382 is placed on an anti-reflective coated cover glass at the LC wavelength on the side in contact with the sample. The LC beam is focused by a microscope objective 380 through the glass and sample. The backscattered light is collected by the same optical instrument and focused on the detector 366. The detected signal is an autocorrelation of the backscattered field with time delay ΔL / c with a time delay ΔL / c. It is shown displaying the interference fringe illustrated in FIG. 13 with zero delay and a delay corresponding to twice the optical path length between a pair of scattering or reflecting surfaces in the sample arm. In particular, the uncoated side of the cover glass is placed about 1 cover glass thickness d away from the sample, and the interference signal from the sample is seen with an optical path delay nd, where n is the refractive index of the glass.
ΔＬ＝〜２ｎｄを用いて、該サンプル信号は、サンプル位相の連続測定を与えるために、該変調周波数でミキサー又はロックイン増幅器により復調される。該干渉計ロック位相θは、今度は、該復調された低コヒーレンス信号内のゼロ交叉にロックするよう、電子的に変えられてもよい。この仕方では、該干渉計ロック位相のタイムエボリューション（ｔｉｍｅ ｅｖｏｌｕｔｉｏｎ）が該サンプル位相の直接測定として使われる。このロック案はサンプル信号の振幅から独立している利点を有する。 With ΔL = ˜2nd, the sample signal is demodulated by a mixer or lock-in amplifier at the modulation frequency to give a continuous measurement of the sample phase. The interferometer lock phase θ may now be electronically changed to lock to zero crossing in the demodulated low coherence signal. In this manner, the time evolution of the interferometer lock phase is used as a direct measurement of the sample phase. This locking scheme has the advantage of being independent of the amplitude of the sample signal.
好ましい実施例のこのシステムは、該低コヒーレンス光がサンプルに入る前に光学的遅延が用意され、検出される信号がサンプルと干渉計の間の距離の変化に鈍感である点で、双ビームの光学的に計算されるトモグラフイー（ＯＣＴ）技術に似ている。代わりの好ましい実施例では、該低コヒーレンスビームを用意するためにマッハツエンダー干渉計構成（Ｍａｃｈ−Ｚｅｎｄｅｒ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）も又使われてもよい。 This system of the preferred embodiment provides a dual beam, in that an optical delay is provided before the low coherence light enters the sample and the detected signal is insensitive to changes in the distance between the sample and the interferometer. Similar to optically computed tomography (OCT) technology. In an alternative preferred embodiment, a Mach-Zender interferometer configuration may also be used to provide the low coherence beam.
可変減衰器を該干渉計アームの１つ又は両方内に導入することにより、該２つの時間遅延した場の相対振幅が干渉信号を最適化するために調整されることが可能になる。 By introducing a variable attenuator in one or both of the interferometer arms, the relative amplitude of the two time delayed fields can be adjusted to optimize the interference signal.
基準ビーム安定化された位相感応型ＬＣＩの略図が図１４Ａで示される。該システムのセットアップは、該干渉計ミラーの１つの代わりにカバーガラス４３０上のサンプルを有することを除けば、図１１のそれと同様である。２つの低コヒーレンス源（ＬＣ１及びＬＣ２）からの２つのビーム４２２及び４２４は干渉計の入力部に入射する。その基準ビームは該カバーガラスの厚さ、例えば、１５０μｍ、と比肩されるか又はそれよりも幾分大きいコヒーレンス長さを有する。該カバーガラス反射は該干渉計をロックするため使われる。該基準ビームの短いコヒーレンス長さは該干渉計ロックが該顕微鏡対物レンズ及び他の面からの不要な反射により影響されることを防止する。 A schematic of a reference beam stabilized phase sensitive LCI is shown in FIG. 14A. The setup of the system is similar to that of FIG. 11 except that it has a sample on cover glass 430 instead of one of the interferometer mirrors. Two beams 422 and 424 from two low coherence sources (LC1 and LC2) are incident on the input of the interferometer. The reference beam has a coherence length comparable to or somewhat greater than the thickness of the cover glass, eg 150 μm. The cover glass reflection is used to lock the interferometer. The short coherence length of the reference beam prevents the interferometer lock from being affected by unwanted reflections from the microscope objective and other surfaces.
該信号ビームは、サンプルと後の面の反射の間を区別するために、該カバーガラス厚さより数倍小さいコヒーレンス長さ（ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｌｅｎｇｔｈ ｓｅｖｅｒａｌ
ｔｉｍｅｓ ｓｍａｌｌｅｒ）を有する。該基準アーム長さは該サンプルからの干渉フリンジを与えるよう調整され、そして前に説明した様に、該信号は図１５Ａ及び１５Ｂで図解される様にサンプル位相を与えるために復調される。該カバーガラスのコートされない側に対する該干渉計のロックはこのインターフエースに対するサンプル位相測定に帰着し、殆ど全ての外部の干渉計ノイズを排除する。
The signal beam has a coherence length of several times less than the cover glass thickness to distinguish between the sample and subsequent reflections on the surface.
(timers smallr). The reference arm length is adjusted to provide an interference fringe from the sample, and as previously described, the signal is demodulated to provide a sample phase as illustrated in FIGS. 15A and 15B. Locking the interferometer to the uncoated side of the coverglass results in a sample phase measurement for this interface and eliminates almost all external interferometer noise.
図１１に関連して説明された光学的遅延方法と比較して、この好ましい実施例は信号及び基準両ビームが該サンプルへ入射する欠点を有する。生物学的材料、特に活きた細胞用には、これは使われてもよい基準ビームの電力を制限し、低下した質のロックに帰着する。他方、該基準ミラーの走査はサンプルからの反射のもっと直裁的な識別を可能にする。コンピュータ４５３の様な処理デバイスが、フイードバックを提供し位相シフト測定値を処理するため使われる電子機器と通信している。電子的画像デイスプレー４５５が該位相シフト及び関連画像を表示するため使われる。 Compared to the optical delay method described in connection with FIG. 11, this preferred embodiment has the disadvantage that both signal and reference beams are incident on the sample. For biological materials, particularly live cells, this limits the power of the reference beam that may be used, resulting in a reduced quality lock. On the other hand, scanning of the reference mirror allows more straightforward identification of reflections from the sample. A processing device, such as computer 453, is in communication with the electronics used to provide feedback and process phase shift measurements. An electronic image display 455 is used to display the phase shift and related images.
好ましい実施例は２つの方法を使って或る範囲のサンプル位相を画像形成出来る。好ましい第１の方法では、入射ビームは、ＯＣＴの大抵の実施例に於ける様に、サンプル上のＸ−Ｙ方向に走査されてもよい。基準ビーム安定化されたＬＣＩを含む実施例では、該ビームが走査される時該基準ビーム干渉計ロックを保持するよう注意が払われねばならない。第２の方法では、走査無しに信号を検出するために電荷結合デバイス（ＣＣＤ）又は光ダイオード配列が使われてもよい。図１６は安定化された位相感応型ＬＣＩ用の画像形成システム５００を図解する。この光学的システムは拡大領域を照明し、散乱光を検出器上に画像形成するため使われる。図１７は本発明の好ましい実施例の光学的設計を図解するために、該システム構成の簡単化され、折り畳まれない版（ｓｉｍｐｌｉｆｉｅｄ， ｕｎｆｏｌｄｅｄ ｖｅｒｓｉｏｎ）を図解している。実線は入射光線を表し、一方波線は後方散乱された光線を表す。 The preferred embodiment can image a range of sample phases using two methods. In a preferred first method, the incident beam may be scanned in the XY direction on the sample, as in most embodiments of OCT. In embodiments that include a reference beam stabilized LCI, care must be taken to hold the reference beam interferometer lock when the beam is scanned. In the second method, a charge coupled device (CCD) or photodiode array may be used to detect the signal without scanning. FIG. 16 illustrates an image forming system 500 for stabilized phase sensitive LCI. This optical system is used to illuminate the magnified area and image the scattered light on the detector. FIG. 17 illustrates a simplified, unfolded version of the system configuration to illustrate the optical design of the preferred embodiment of the present invention. The solid line represents incident light, while the wavy line represents backscattered light.
ＣＣＤ画像形成用には、各々が位相で前のものよりπ／２だけ変わる４つの画像のシーケンスを解析することにより相対位相の測定が行われる。図１４Ｂは、本発明により位相シフトを発生するために、ピエゾ電気変換器（ＰＺＴ）４６１を有するミラーを使う、能動的に安定化された位相感応型低コヒーレンス干渉計検査用のシステム内でＣＣＤを使う画像形成用の実施例を図解する。回路４６９は該ＰＺＴを使って該位相シフトを創るため使われる電子機器と位相シフト検出用電子機器である。該ＣＣＤは１つのコンパクトな電子的チップ内に集積化された画素の配列である。ＣＣＤ制御器４７７は該ＣＣＤと通信し、該ＣＣＤは今度は、例えば、コンピュータ４７８の様な処理デバイスに接続される。画像デイスプレー４７９は位相シフト及び関連画像を表示するため使われる。 For CCD image formation, the relative phase is measured by analyzing a sequence of four images, each varying in phase by π / 2 from the previous one. FIG. 14B illustrates a CCD in an actively stabilized phase sensitive low coherence interferometer inspection system that uses a mirror with a piezoelectric transducer (PZT) 461 to generate a phase shift according to the present invention. Illustrates an embodiment for image formation using. Circuit 469 is an electronic device used to create the phase shift using the PZT and an electronic device for phase shift detection. The CCD is an array of pixels integrated in one compact electronic chip. A CCD controller 477 communicates with the CCD, which in turn is connected to a processing device such as a computer 478, for example. Image display 479 is used to display phase shifts and related images.
広いバンド幅の位相画像形成用に、光ダイオード配列からの信号は第１及び第２両調波で個別に復調されてもよく、これは各画素での位相が曖昧性無しに測定されることを可能にする。 For wide bandwidth phase imaging, the signal from the photodiode array may be individually demodulated in both the first and second harmonics, which means that the phase at each pixel is measured without ambiguity. Enable.
本発明の干渉計システムの好ましい実施例のより高い感度とバンド幅は生物学的及び非生物学的媒体内の小さな光学的位相シフトの測定用に新しい可能性を開くものである。例えば、好ましい実施例は細胞膜の運動及び揺動（ｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎｓ）の研究を可能にする。双波長、位相感応型ＬＣＩは人間の結腸の細胞培養の細胞容積調整及び膜ダイナミックスを観察するため使われた。最近、該細胞膜内の低周波振動が該培養へのアジ化ナトリウム（ｓｏｄｉｕｍ ａｚｉｄｅ）の付加に続いて観察された。好ましいＬＣＩの実施例はもっと短い時間規模での膜ダイナミックスの研究を可能にしており、そこでは熱的に駆動された揺動及び機械的振動がより重要である。本発明の好ましい実施例の２次元画像形成方法は相互作用する細胞の集まりでの膜揺動の研究を可能にする。振動と相関（Ｏｓｃｉｌｌａｔｉｏｎｓ ａｎｄ ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎｓ）はセルシグナリング（ｃｅｌｌ ｓｉｇｎａｌｌｉｎｇ）に関する情報を提供する。 The higher sensitivity and bandwidth of the preferred embodiment of the interferometer system of the present invention opens up new possibilities for measuring small optical phase shifts in biological and non-biological media. For example, the preferred embodiment allows for the study of cell membrane movement and fluctuations. Dual wavelength, phase sensitive LCI was used to observe cell volume regulation and membrane dynamics of human colon cell cultures. Recently, low frequency oscillations in the cell membrane were observed following the addition of sodium azide to the culture. Preferred LCI embodiments allow for the study of membrane dynamics on a shorter time scale, where thermally driven oscillations and mechanical oscillations are more important. The two-dimensional imaging method of the preferred embodiment of the present invention allows for the study of membrane fluctuations in interacting cell populations. Oscillations and correlations provide information on cell signaling.
本発明の好ましい実施例はニューロン活動電位（ｎｅｕｒｏｎｎ ａｃｔｉｏｎ ｐｏｔｅｎｔｉａｌ）の測定用に使われ得る。ニューロンの電気信号を非侵襲性でモニターするために改良された光学的方法には神経科学が強い興味を持っている。現在の方法はカルシウム感応型又は電圧感応型染料に依存しており、それは、短い寿命時間、光毒性（ｐｈｏｔｏｔｏｘｉｃｉｔｙ）、及びゆっくりした応答時間を含む多くの問題を有する。 The preferred embodiment of the present invention can be used for the measurement of neuron action potential. Neuroscience has a strong interest in improved optical methods for non-invasive monitoring of neuronal electrical signals. Current methods rely on calcium-sensitive or voltage-sensitive dyes, which have many problems, including short lifetimes, phototoxicity, and slow response times.
活動電位が神経繊維及び細胞ボデイ内の光学的変化により伴われることは数十年間知られて来た。加えて、神経は刺激時容積の過渡的増大を表すと示されて来た。これらの変化は該細胞膜内の相転移（ｐｈａｓｅ ｔｒａｎｓｉｔｉｏｎ）、そして細胞膜内の双極子（ｄｉｐｏｌｅｓ）の再配向（ｒｅｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ）によるインデックスシフト（ｉｎｄｅｘ ｓｈｉｆｔｓ）、の関係（ｔｅｒｍ）で解釈されて来た。 It has been known for decades that action potentials are accompanied by optical changes in nerve fibers and cell bodies. In addition, nerves have been shown to represent a transient increase in volume upon stimulation. These changes have been interpreted in terms of phase transitions within the cell membrane and index shifts due to the reorientation of dipoles within the cell membrane.
好ましい実施例の位相感応型ＬＣＩ方法は該活動電位に付随する光学的及び機械的変化を測定するため使われてもよい。増加したバンド幅は該活動電位の〜１ｍｓ時間規模での敏感な位相測定を可能にする。本発明の好ましい実施例は神経信号の非侵襲性の長期的測定を提供し、同時に多くのニューロンを画像形成する能力を提供するため使われ得る。神経の活動の解析用空間−時間的パターン化を用いた実施例の助けは脳の理解で重要である。活動電位の変化に伴うと知られる小さな（約１０−４ｒａｄ）インデックスシフトと膜揺動は、高レベルの感応速度と広いバンド幅（＞１ｋＨｚ）を提供する本発明の好ましい実施例で検出され得る。これらの実施例は、ノイズが入るのを防止する隔離（ｉｓｏｌａｔｉｏｎ）の様なノイズ打ち消し方法、ノイズを打ち消すフイードバック要素を使う安定化方法、フイードバック無しにノイズ打ち消しを提供する差動測定そしてノイズの影響を最小化する共通路干渉計検査を使う。 The phase sensitive LCI method of the preferred embodiment may be used to measure optical and mechanical changes associated with the action potential. The increased bandwidth enables a sensitive phase measurement of the action potential on a ˜1 ms time scale. Preferred embodiments of the present invention can be used to provide non-invasive long-term measurements of neural signals and at the same time provide the ability to image many neurons. The help of an embodiment using spatial-temporal patterning for analysis of neural activity is important in understanding the brain. Small (about 10 −4 rad) index shifts and membrane oscillations known to accompany changes in action potential are detected in the preferred embodiment of the present invention which provides a high level of sensitivity speed and wide bandwidth (> 1 kHz). obtain. These embodiments include noise cancellation methods such as isolation that prevent noise from entering, stabilization methods that use feedback elements to cancel noise, differential measurements that provide noise cancellation without feedback, and the effects of noise Use common path interferometer inspection to minimize
ここに説明された実施例は多くの医療応用で使われ得る。例えば、皮質写像（ｃｏｒｔｅｘ ｍａｐｐｉｎｇ）が従来技術の電極方法に比較して速度と解像度を改良されて神経解剖（ｎｅｕｒｏｓｕｒｇｅｒｙ）中行われ得る。更に、該好ましい実施例は神経解剖中てんかん病巣（ｅｐｉｌｅｐｔｉｃ ｆｏｃｉ）を突き止める（ｌｏｃａｌｉｚｅ）ため使われ得る。該実施例は又目の中の網膜神経活動（ｒｅｔｉｎａｌ ｎｅｒｖｅ ａｃｔｉｖｉｔｙ）のモニタリングを可能にする。本発明の好ましい実施例の追加的応用は、該実施例により提供される高速度による２次元及び３次元走査、光ダイオード検出器により提供される広いダイナミックレンジとＤＣ排除（ＤＣ ｒｅｊｅｃｔｉｏｎ）、細胞生物学内のナノメーター規模の画像形成、上皮組織の特徴付けそして、例えば、それらに限定されないが、聴覚細胞及び血管の膜の振動の検出、を含む。 The embodiments described herein can be used in many medical applications. For example, cortex mapping can be performed during neurosurgery with improved speed and resolution compared to prior art electrode methods. Furthermore, the preferred embodiment can be used to localize epilepsy foci during neuroanatomy. The embodiment also allows monitoring of retinal nerve activity in the eye. Additional applications of the preferred embodiments of the present invention include high speed 2D and 3D scanning provided by the embodiments, wide dynamic range and DC rejection provided by photodiode detectors, cell biology Intramural nanometer scale imaging, characterization of epithelial tissue and, for example, but not limited to, detection of auditory cell and vascular membrane vibrations.
双ビーム干渉計を有するシステム（Ｓｙｓｔｅｍｓ ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ ｄｕａｌ−ｂｅａｍ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒｓ）
本発明の好ましい実施例は、従来の光顕微鏡への一体化用のフアイバーベースの光学的遅延位相感応型低コヒーレンス干渉計を含む。海馬ニューロンの培養（ｉｎ ｃｕｌｔｕｒｅｓ ｏｆ ｈｉｐｐｏｃａｍｐａｌ ｎｅｕｒｏｎｓ）中で同時の電気的及び光学的測定が行われ得る。好ましい実施例は光ダイオード配列又は急速走査ビームを有する画像形成システムを備える。活動電位のＬＣＩ測定と組み合わせたニューロンの光学的刺激用の方法はニューラルネットワークダイナミックス（ｎｅｕｒａｌ ｎｅｔｗｏｒｋ ｄｙｎａｍｉｃｓ）、シナプス形成性（ｓｙｎａｐｔｉｃ ｐｌａｓｔｉｃｉｔｙ）、そして神経科学の他の基礎的問題の調査用に極度に有用な新しいツールを形成出来る。
Systems with dual beam interferometers (Systems including dual-beam interferometers)
The preferred embodiment of the present invention includes a fiber-based optical delayed phase sensitive low coherence interferometer for integration into a conventional light microscope. Simultaneous electrical and optical measurements can be performed in cultures of hippocampal neurons. Preferred embodiments comprise an imaging system having a photodiode array or a rapid scan beam. Methods for optical stimulation of neurons in combination with LCI measurement of action potentials are extreme for the investigation of neural network dynamics, synaptic plasticity, and other basic problems of neuroscience. Create useful new tools.
もう１つの実施例は体内で脳スライスそしてニューロンにまで位相感応型画像形成技術を適用する。脳表面の運動について追跡と補償は可成りの挑戦である。光学的散乱はニューロンの信号が抽出される深さを限定するが、１００μｍの桁の深さが可能である。 Another embodiment applies phase sensitive imaging techniques to brain slices and neurons in the body. Tracking and compensation for brain surface movement is a considerable challenge. Optical scattering limits the depth at which neuronal signals are extracted, but depths on the order of 100 μm are possible.
前にここで説明された能動的に安定化された干渉計の好ましい実施例は第１波長が安定化用に使われ、第２波長が位相測定用である２波長システムを有する。図１８Ａは１つの波長が使われる２点マッハツエンダーヘテロダイン干渉計システムの略図の線図を図解する。この点安定化／基準干渉計システム（ｐｏｉｎｔ−ｓｔａｂｉｌｉｚｅｄ／ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｒ ｓｙｓｔｅｍ）はサンプル５８６上の２点を通る光の位相差を測定する。殆ど共通の光路構造は干渉計ノイズを減ずる。 The preferred embodiment of the actively stabilized interferometer previously described herein has a two wavelength system where the first wavelength is used for stabilization and the second wavelength is for phase measurement. FIG. 18A illustrates a schematic diagram of a two-point Mach-Zehnder heterodyne interferometer system in which one wavelength is used. This point-stabilized / reference interferometer system measures the phase difference of light through two points on the sample 586. An almost common optical path structure reduces interferometer noise.
コリメートされたレーザービーム又は低コヒーレンス光源はビームスプリッター５８４によりサンプル路５８６及び基準路に分けられる。該サンプルビームは最終ビームスプリッター５９２の前に該サンプル５８６とレンズＬ１（対物レンズ）５８８とＬ２（チューブレンズ）５９０を通過する。該レンズＬ１５８８とＬ２５９０はそれぞれ焦点長さｆ１とｆ２を有し、倍率Ｍ＝ｆ２／ｆ１を有する顕微鏡を構成する。該レンズは、サンプル５８６とＬ１５８８の間の距離とＬ１とＬ２の間の距離がｆ１、Ｌ１とＬ２の間の距離がｆ１＋ｆ２であり、該画像面がＬ２から距離ｆ２に配置されるように、整合されている。 The collimated laser beam or low coherence light source is divided into a sample path 586 and a reference path by a beam splitter 584. The sample beam passes through the sample 586 and lenses L 1 (objective lens) 588 and L 2 (tube lens) 590 before the final beam splitter 592. The lenses L 1 588 and L 2 590 have focal lengths f 1 and f 2 , respectively, and constitute a microscope having a magnification M = f 2 / f 1 . The lens has a distance between the sample 586 and L 1 588 and a distance between L 1 and L 2 of f 1 , a distance between L 1 and L 2 of f 1 + f 2 , and the image plane is L to be placed from 2 to distance f 2, it is aligned.
該基準ビームはそれぞれ周波数ω１とω２のＲＦ場により駆動される２つの音響光学的変調器（ａｃｏｕｓｔｏ−ｏｐｔｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｏｒｓ）５９４ＡＯＭ１とＡＯＭ２を通過する。ＡＯＭ１からの＋１次の回折されたビームとＡＯＭ２からの−１次の回折されたビームとを選択するようアイリス（Ｉｒｉｓｅｓ）が使われる。従って、ＡＯＭ１に入射する周波数ω０の光は周波数ωＲ＝ω０＋Ωで第２ピンホールを出ており、ここでΩ＝ω１−ω２である。この２つのＡＯＭ構成は１００ｋＨｚの桁の比較的低いヘテロダイン周波数Ωを得るため使われる。低ヘテロダイン周波数は高感度光検出器を使うために好ましく、又光学的整合を容易にするが、それはビーム方向の非常に小さい変化を伴うのみでΩがゼロに等しく設定されてもよいからである。もしより高いヘテロダイン周波数が望まれる場合は１つのＡＯＭが使われてもよい。例えば、コンピュータ６０９の様な処理デバイスと画像デイスプレー６１１が該システムと通信する。 The reference beam passes through two acousto-optic modulators 594 AOM 1 and AOM 2 driven by RF fields of frequencies ω 1 and ω 2 respectively. An iris is used to select the + 1st order diffracted beam from AOM 1 and the −1st order diffracted beam from AOM 2 . Therefore, the light of frequency ω 0 incident on AOM 1 exits the second pinhole at frequency ω R = ω 0 + Ω, where Ω = ω 1 −ω 2 . These two AOM configurations are used to obtain a relatively low heterodyne frequency Ω on the order of 100 kHz. A low heterodyne frequency is preferred for using high sensitivity photodetectors and also facilitates optical matching because Ω may be set equal to zero with only a very small change in beam direction. . One AOM may be used if a higher heterodyne frequency is desired. For example, a processing device such as computer 609 and an image display 611 communicate with the system.
周波数シフトされた基準ビームは、それらの焦点長さの和に等しい距離だけ離されたレンズＬ３５９８とＬ４６００により拡張される。該２つの画像面での信号場及び基準場は下記複素数表記で説明され得る。 The frequency shifted reference beam is expanded by lenses L 3 598 and L 4 600 separated by a distance equal to the sum of their focal lengths. The signal field and reference field at the two image planes can be described in the following complex notation.
ＥＳ（ｘ、ｙ、ｔ）＝ＥＳ ０（ｘ、ｙ）ｅｘｐ［ｉ（φＳ（ｘ、ｙ、ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ、ｙ、ｔ）−ωｔ）］ （２３）
ＥＲ（ｘ、ｙ、ｔ）＝ＥＲ ０（ｘ、ｙ）ｅｘｐ［ｉφＮ，Ｒ（ｘ、ｙ、ｔ）−（ω＋Ω
）ｔ］ （２４）
ここでｘとｙは該光路に沿った横座標（ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ ｃｏｏｒｄｉｎａｔｅｓ）であり、φＳ（ｘ、ｙ、ｔ）は調査中のサンプル位相であり、φＮ，Ｓ（ｘ、ｙ、ｔ）とφＮ．Ｒ（ｘ、ｙ、ｔ）は該サンプル及び基準アーム内の干渉計ノイズを表し、そしてＥＳ ０（ｘ、ｙ）、ＥＲ ０（ｘ、ｙ）は例えばガウシアン（Ｇａｕｓｓｉａｎ）でもよいがそれに限定されない場振幅プロフアイルである。
E S (x, y, t) = E S 0 (x, y) exp [i (φ S (x, y, t) + φ N, S (x, y, t) −ωt)] (23)
E R (x, y, t) = E R 0 (x, y) exp [iφ N, R (x, y, t) − (ω + Ω
T) (24)
Where x and y are the abscissas along the optical path, φ S (x, y, t) is the sample phase under investigation, φ N, S (x, y, t) and φ N. R (x, y, t) represents the interferometer noise in the sample and reference arm, and E S 0 (x, y), E R 0 (x, y) may be, for example, Gaussian, A non-limiting field amplitude profile.
該サンプル位相φＳ（ｘ、ｙ、ｔ）は該サンプルｎＳ（ｘ、ｙ、ｚ、ｔ）の時間依存の屈折率分布の項で下記の様に表されてもよく The sample phase φ S (x, y, t) may be expressed as follows in terms of the time-dependent refractive index distribution of the sample n S (x, y, z, t):
ここでｚは軸方向座標であり、積分は該サンプルの深さに亘り行われる。拡大係数Ｍに注意されたい。 Here z is the axial coordinate and the integration is performed over the depth of the sample. Note the magnification factor M.
２つの画像面での輝度は下記で与えられる
Ｉ±＝｜ＥＳ±ＥＲ｜２＝｜ＥＳ ０｜２＋｜ＥＲ ０｜２
±２｜ＥＳ ０｜｜ＥＲ ０｜ｃｏｓ［φＳ（ｘ、ｙ、ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ、ｙ、ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ、ｙ、ｔ）＋Ωｔ］ （２６）
このヘテロダイン信号は位置（ｘ１，ｙ１）と（ｘ２、ｙ２）に配置された２つの光ダイオードＰＤ１６０４とＰＤ２６０６により検出される。該光は光フアイバー又はピンホールを通して集められてもよい。該検出された輝度のＡＣ成分は下記で与えられる。
Brightness of the two image plane I ± given below = | E S ± E R | 2 = | E S 0 | 2 + | E R 0 | 2
± 2 | E S 0 || E R 0 | cos [φ S (x, y, t) + φ N, S (x, y, t) −φ N, R (x, y, t) + Ωt] (26 )
This heterodyne signal is detected by two photodiodes PD 1 604 and PD 2 606 arranged at positions (x 1 , y 1 ) and (x 2 , y 2 ). The light may be collected through optical fibers or pinholes. The AC component of the detected luminance is given below.
Ｉ１（ｔ）＝２｜ＥＳ ０｜｜ＥＲ ０｜ｃｏｓ［φＳ（ｘ１、ｙ１、ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ１，ｙ１，ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ１，ｙ１，ｔ）＋Ωｔ］ （２７）
Ｉ２（ｔ）＝−２｜ＥＳ ０｜｜ＥＲ ０｜ｃｏｓ［φＳ（ｘ２、ｙ２、ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ２，ｙ２，ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ２，ｙ２，ｔ）＋Ωｔ］ （２８）
ヘテロダイン信号Ｉ１と−Ｉ２の間の位相差は次いでロックイン増幅器又は位相検出器回路６０８により測定される。
I 1 (t) = 2 | E S 0 || E R 0 | cos [φ S (x 1 , y 1 , t) + φ N, S (x 1 , y 1 , t) −φ N, R (x 1 , y 1 , t) + Ωt] (27)
I 2 (t) = − 2 | E S 0 || E R 0 | cos [φ S (x 2 , y 2 , t) + φ N, S (x 2 , y 2 , t) −φ N, R ( x 2 , y 2 , t) + Ωt] (28)
The phase difference between the heterodyne signals I 1 and -I 2 is then measured by a lock-in amplifier or phase detector circuit 608.
Φ１２（ｔ）＝［φＳ（ｘ１，ｙ１、ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ１，ｙ１，ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ１，ｙ１，ｔ）］−［φＳ（ｘ２，ｙ２，ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ２，ｙ２，ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ２，ｙ２，ｔ）］
＝φＳ（ｘ１，ｙ１，ｔ）−φＳ（ｘ２，２，ｔ） ＋φＮ，Ｓ（ｘ１，ｙ１，ｔ）−φＮ，Ｓ（ｘ２，ｙ２，ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ１，ｙ１，ｔ）＋φＮ，Ｒ（ｘ２，ｙ２，ｔ） （２９）
もし干渉計ノイズが横断位置から独立していると仮定すれば、それは下記となり
φＮ，Ｓ（ｘ１，ｙ１，ｔ）＝φＮ，Ｓ（ｘ２，ｙ２，ｔ） （３０ａ）
φＮ，Ｒ（ｘ１，ｙ１，ｔ）＝φＮ，Ｒ（ｘ２，ｙ２，ｔ） （３０ｂ）
該測定された位相差は下記の様に単に選択された点でのサンプル位相の差となる。
Φ 12 (t) = [φ S (x 1 , y 1 , t) + φ N, S (x 1 , y 1 , t) −φ N, R (x 1 , y 1 , t)] − [φ S (x 2, y 2, t ) + φ N, S (x 2, y 2, t) -φ N, R (x 2, y 2, t)]
= Φ S (x 1, y 1, t) -φ S (x 2, 2, t) + φ N, S (x 1, y 1, t) -φ N, S (x 2, y 2, t) -φ N, R (x 1, y 1, t) + φ N, R (x 2, y 2, t) (29)
If it is assumed that the interferometer noise is independent of the crossing position, it becomes: φ N, S (x 1 , y 1 , t) = φ N, S (x 2 , y 2 , t) (30a)
φ N, R (x 1 , y 1 , t) = φ N, R (x 2 , y 2 , t) (30b)
The measured phase difference is simply the difference in sample phase at a selected point as follows.
Φ１２（ｔ）＝φＳ（ｘ１，ｙ１，ｔ）−φＳ（ｘ２，ｙ２，ｔ） （３１）
本発明の好ましい実施例のこの方法は物理的拘束のみに従う画像面に於けるどんな数の光検出器を用いて実施されてもよい。光ダイオード配列又は光ダイオードに結合された光フアイバー束が多数位置で同時に該位相を画像形成するよう使われてもよい。どれか１つ
の検出器が、全ての他の点でのそれに対する位相差が測定される、“基準（ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）”検出器として選ばれてもよい。
Φ 12 (t) = φ S (x 1 , y 1 , t) −φ S (x 2 , y 2 , t) (31)
This method of the preferred embodiment of the present invention may be implemented using any number of photodetectors in the image plane subject only to physical constraints. A photodiode array or a bundle of optical fibers coupled to the photodiode may be used to image the phase simultaneously at multiple locations. Any one detector may be chosen as the “reference” detector, in which the phase difference relative to that at all other points is measured.
画像形成マッハツエンダーヘテロダイン干渉計用の略図が図１８Ｂで示される。このデバイス６７０はサンプル６７３を通った光の下記位相 A schematic for an imaging Mach-Zender heterodyne interferometer is shown in FIG. 18B. This device 670 has the following phase of light passing through the sample 673:
を画像形成する。 The image is formed.
その光学的レイアウトは、２つの変更点、（ｉ）画像形成検出器（ｉｍａｇｉｎｇ ｄｅｔｅｃｔｏｒ）、例えば、電荷結合デバイス（ＣＣＤ）６８２が該画像形成面の１つに配置される、（ｉｉ）電気光学的偏光変調器（ｅｌｅｃｔｒｏ−ｏｐｔｉｃ ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）６７２と偏光子６８１がストロボスコープ的検出を行うため使われる、を除けば、図１８Ａに関し説明された２点マッハツエンダーヘテロダイン干渉計と同様である。定量的位相画像が位相シフト干渉計検査により得られる。 The optical layout has two changes: (i) an imaging detector, eg, a charge coupled device (CCD) 682, is placed on one of the imaging surfaces, (ii) electro-optics Similar to the two-point Mach-Zehnder heterodyne interferometer described with reference to FIG. 18A, except that an electro-optic polarization modulator 672 and a polarizer 681 are used to perform stroboscopic detection. A quantitative phase image is obtained by phase shift interferometer inspection.
該ＣＣＤ画像面に於ける時間に左右される輝度分布は下記により与えられる。 The time-dependent luminance distribution on the CCD image plane is given by:
Ｉ＿（ｘ、ｙ、ｔ）＝｜ＥＳ±ＥＲ｜２＝
｜ＥＳ ０｜２＋｜ＥＲ ０｜２−２｜ＥＳ ０｜｜ＥＲ ０｜ｃｏｓ［φＳ（ｘ、ｙ、ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ、ｙ、ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ、ｙ、ｔ）＋Ωｔ］ （３２ａ）
ストロボスコープ的位相シフト干渉計検査は位相感応型の仕方でこのヘテロダインフリンジパターンを画像形成するため使われる。これはＣＣＤに於ける検出の“ゲーテイング（ｇａｔｉｎｇ）”を要し、これは幾つかの方法で行われ得る。増感器（ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｒ）電圧を制御することにより増感付き（ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｄ）ＣＣＤはゲート（ｇａｔｅｄ）され得る。該ＣＣＤの前の大きなアパーチャーの電気光学セル（ｌａｒｇｅ−ａｐｅｒｔｕｒｅ ｅｌｅｃｔｒｏ−ｏｐｔｉｃ ｃｅｌｌ）が高速シャッターとして使われる。図１８Ｂで図解されるシステムでは、電気光学的偏波スイッチ（ｅｌｅｃｔｒｏ−ｏｐｔｉｃ ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｓｗｉｔｃｈ）が該干渉計への入力ビームの偏波（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）を制御するため使われる。該２つの偏波は、図１８Ｂに対応して、“面内（ｉｎ−ｐｌａｎｅ）”及び“面外（ｏｕｔ−ｏｆ−ｐｌａｎｅ）”とラベル付けされる。直線偏光子（ｌｉｎｅａｒ ｐｏｌａｒｉｚｅｒ）６８１が、該ＣＣＤ画像形成デバイス６８２の前に置かれるので、面内偏光のみが検出され、面外偏光は吸収されるか又は該偏光子により反射される。
I_ (x, y, t) = | E S ± E R | 2 =
| E S 0 | 2 + | E R 0 | 2 −2 | E S 0 || E R 0 | cos [φ S (x, y, t) + φ N, S (x, y, t) −φ N , R (x, y, t) + Ωt] (32a)
Stroboscopic phase shift interferometry is used to image this heterodyne fringe pattern in a phase sensitive manner. This requires "gating" the detection in the CCD, which can be done in several ways. By controlling the intensifier voltage, the intensified CCD can be gated. A large-aperture electro-optic cell in front of the CCD is used as a high-speed shutter. In the system illustrated in FIG. 18B, an electro-optical polarization switch is used to control the polarization of the input beam to the interferometer. The two polarizations are labeled “in-plane” and “out-of-plane”, corresponding to FIG. 18B. Since a linear polarizer 681 is placed in front of the CCD imaging device 682, only in-plane polarization is detected and out-of-plane polarization is absorbed or reflected by the polarizer.
（必要なら光フアイバー経由で）該第１画像面に整合された光ダイオードが、２点ヘテロダイン干渉計内に於ける様に下記信号を得るため使われる。 A photodiode aligned with the first image plane (via optical fiber if necessary) is used to obtain the following signal as in a two-point heterodyne interferometer.
Ｉ１（ｔ）＝２｜ＥＳ ０｜｜ＥＲ ０｜ｃｏｓ［φＳ（ｘ１、ｙ１、ｔ）＋φＮ，Ｓ（ｘ１，ｙ１，ｔ）−φＮ，Ｒ（ｘ１，ｙ１，ｔ）＋Ωｔ］ （３２ｂ）
ゲート用信号は次いで下記の様にヘテロダイン信号Ｉ１から導出される。電子的比較器は該ヘテロダイン信号が正の傾斜を有して正である時“ハイ（ｈｉｇｈ）”を出力する。これは位相０を有するゲート信号に対応する。π／２、π、そして３π／２の位相シフトでの同様な信号がそれぞれ負の傾斜の正の、負の傾斜の負の、そして正の傾斜の負の、ヘテロダイン信号でトリガーすることにより発生される。本発明の好ましい実施例のヘテロダ
イン６８７及びゲート６８８−６９１信号が図１８Ｃで示される。
I 1 (t) = 2 | E S 0 || E R 0 | cos [φ S (x 1 , y 1 , t) + φ N, S (x 1 , y 1 , t) −φ N, R (x 1 , y 1 , t) + Ωt] (32b)
The gate signal is then derived from the heterodyne signal I 1 as follows. The electronic comparator outputs "high" when the heterodyne signal is positive with a positive slope. This corresponds to a gate signal having phase 0. Similar signals with phase shifts of π / 2, π, and 3π / 2 are generated by triggering on negative slope positive, negative slope negative, and positive slope negative, heterodyne signals, respectively. Is done. The heterodyne 687 and gate 688-691 signals of the preferred embodiment of the present invention are shown in FIG. 18C.
次いで該ゲート信号は該ＣＣＤ検出器をゲートするために続いて使用される。そのシーケンスはコンピュータ６８５により制御される。光は該ゲート信号が“ハイ”の時だけ、該ＣＣＤ上に降下することが許される。４つの露出時に対応する輝度（ｉｎｔｅｎｓｉｔｉｅｓ）を達成するように、該４つのゲート信号であるが、等しい数のヘテロダイン周期に対応する４つの露出が該ＣＣＤにより取り込まれる。該４つの測定されたフリンジ画像はＩ０（ｘ、ｙ）、Ｉπ／２（ｘ、ｙ）、Ｉπ（ｘ、ｙ）、Ｉ３π／２（ｘ、ｙ）と呼ばれる。その時相対サンプル位相は、該４つのフレームの各々間の位相シフトにより、下記により計算される。 The gating signal is then subsequently used to gate the CCD detector. The sequence is controlled by a computer 685. Light is allowed to fall on the CCD only when the gate signal is "high". The four exposures corresponding to the same number of heterodyne periods, but the four gate signals, are captured by the CCD so as to achieve corresponding intensities at four exposures. The four measured fringe images are referred to as I 0 (x, y), I π / 2 (x, y), I π (x, y), I 3π / 2 (x, y). The relative sample phase is then calculated by the phase shift between each of the four frames:
例えば、その全開示が引用によりここに組み入れられる非特許文献２で説明されるそれらの様な、位相シフト動作及び位相を計算する他の方法も又使われ得る。更に、干渉計ノイズは、それが画像面上に亘り一定である限り、相関付けられたノイズヘテロダイン信号Ｉ１（ｔ）を基準とすることを介して打ち消される。ストロボスコープ的位相画像形成は、共通のヘテロダイン基準信号に関する積分（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）が時間に亘り行われる、“バケット（ｂｕｃｋｅｔ）”積分の形式と考えることが出来る。 Other methods of calculating phase shift operations and phases can also be used, such as those described in Non-Patent Document 2, the entire disclosure of which is hereby incorporated by reference. Furthermore, the interferometer noise is canceled through reference to the correlated noise heterodyne signal I1 (t) as long as it is constant over the image plane. Stroboscopic phase imaging can be thought of as a form of “bucket” integration, where integration over a common heterodyne reference signal is performed over time.
ストロボスコープ的位相画像形成は又本発明の好ましい実施例の双ビームヘテロダイン干渉計を用いても行われ得る。これはＣＣＤにより検出され得る８５０ｎｍの様な低コヒーレンス波長を要する。それは又この後説明される図１９と比較される様に、図１８Ｄに示す画像形成システムへのサンプルビーム供給システムの修正を要する。この実施例では、４つのゲート信号を発生するため使われる基準ヘテロダイン信号が光学的基準信号により提供される。検出された信号のシャッター作用は光フアイバースイッチ又は偏光子を有する偏波変調器により行われてもよい。 Stroboscopic phase imaging can also be performed using the dual beam heterodyne interferometer of the preferred embodiment of the present invention. This requires a low coherence wavelength such as 850 nm that can be detected by a CCD. It also requires modification of the sample beam delivery system to the imaging system shown in FIG. 18D, as compared to FIG. 19 described below. In this embodiment, the reference heterodyne signal used to generate the four gate signals is provided by the optical reference signal. The shutter action of the detected signal may be performed by an optical fiber switch or a polarization modulator having a polarizer.
本発明の好ましい実施例は双ビーム反射干渉計を含んでいる。該双ビーム反射干渉計検査の好ましい実施例は分離された双ビームヘテロダインＬＣＩを有する。該ヘテロダイン双ビーム干渉計６２０が図１９に示されている。この干渉計はサンプルの前に配置された部分的反射面に対する、サンプルからの反射光の位相変化を測定するため使われる。例えば、ガラスの薄いピースの上のサンプルから反射された光の位相を測定してもよい。もう１つの例として、検討下のサンプルの近くに置かれた光フアイバープローブの先端からの反射と比較する測定が行われてもよい。 The preferred embodiment of the present invention includes a dual beam reflection interferometer. The preferred embodiment of the dual beam reflection interferometer inspection has a separate dual beam heterodyne LCI. The heterodyne dual beam interferometer 620 is shown in FIG. This interferometer is used to measure the phase change of the reflected light from the sample relative to the partially reflective surface placed in front of the sample. For example, the phase of light reflected from a sample on a thin piece of glass may be measured. As another example, measurements may be made relative to reflections from the tip of a fiber optic probe placed near the sample under consideration.
スーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ）又はマルチモードレーザーダイオードの様な低コヒーレンス源６２２が、真空フイードスルー（ｖａｃｕｕｍ ｆｅｅｄｔｈｒｏｕｇｈ）を通して真空室６４０に入る単一モード光フアイバーに結合される。該室内には振動から隔離された自由空間コヒーレンスマイケルソン干渉計が閉じこめられている。該低コヒーレンスビームは該フアイバーからコリメーテイングレンズを経由するよう発射され、ビームスプリッター６２６により分割される。（１（６５６）及び２（６５８）と呼ばれる）該干渉計のアームは周波数ω１とω２のＲＦ場により駆動される音響光学的変調器（ＡＯＭ１６２８とＡＯＭ２６３４）を有する。各アームで、正にシフトされた１次の回折ビームはピンホールにより選択される。該光はレンズ６３０と６３６により焦点合わ
せされ、次いでミラーＭ１６３２とＭ２６３８により反射され該ＡＯＭへ戻る。該レンズは該ＡＯＭと該ミラーの両者から１焦点長さの距離だけ離れて置かれる。この設計は該ＡＯＭ逆反射整合（ＡＯＭ ｒｅｔｒｏｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ ａｌｉｇｎｍｅｎｔ）が該低コヒーレンス（広いスペクトラム）光のスペクトラム間で保持されることを可能にする。
A low coherence source 622, such as a super luminescent diode (SLD) or multimode laser diode, is coupled to a single mode optical fiber that enters the vacuum chamber 640 through a vacuum feedthrough. The room contains a free space coherence Michelson interferometer isolated from vibration. The low coherence beam is launched from the fiber through a collimating lens and split by a beam splitter 626. The arms of the interferometer (referred to as 1 (656) and 2 (658)) have acousto-optic modulators (AOM 1 628 and AOM 2 634) driven by RF fields at frequencies ω 1 and ω 2 . In each arm, the positively shifted first-order diffracted beam is selected by a pinhole. The light is focused by lenses 630 and 636 and then reflected by mirrors M 1 632 and M 2 638 back to the AOM. The lens is placed one focal length away from both the AOM and the mirror. This design allows the AOM retroreflective alignment to be preserved between the low coherence (wide spectrum) light spectrum.
該ＡＯＭは２重通過構成（ｄｏｕｂｌｅ−ｐａｓｓ ｃｏｎｆｉｇｕｒａｔｉｏｎ）で運転されるので、周波数ω０での入射光は、それぞれアーム１（６５６）と２（６５８）を通過後、ω０＋２ω１とω０＋２ω２にシフトされる。アーム１と２を通過した２つのビーム間の周波数差はΩ＝２（ω１−ω２）である。 Since the AOM is operated in a double-pass configuration, incident light at frequency ω 0 passes through arms 1 (656) and 2 (658), respectively, then ω 0 + 2ω 1 and ω 0 It is shifted to + 2ω 2. The frequency difference between the two beams that have passed through arms 1 and 2 is Ω = 2 (ω 1 −ω 2 ).
該ミラーの１つ、Ｍ１６３２は該２つのアーム間の光路長差Δｌ＝ｌ１−ｌ２を調整するために並進ステージに取り付けられる。該２つのアームを通過後該組み合わされたビームは時間遅延Δｌ／ｃだけ分離された２つのパルスを有するビームと考えられ得る。該２つの干渉計アームからの反射は該コリメーター６６０によりフアイバー内へ戻るよう焦点合わせされ、該室６４０を出る。 One of the mirrors, M 1 632, is attached to the translation stage to adjust the optical path length difference Δl = l 1 −l 2 between the two arms. After passing through the two arms, the combined beam can be considered as a beam with two pulses separated by a time delay Δl / c. Reflections from the two interferometer arms are focused by the collimator 660 back into the fiber and exit the chamber 640.
該入射ビームから後方反射されたビームを分離するため光学的サーキュレーター（ｏｐｔｉｃａｌ ｃｉｒｃｕｌａｔｏｒ）が使われる。該光はもう１つのコリメーター６６２により自由空間ビームとして発射され、部分的反射面６６４を最初通過して、サンプル６４２上に焦点合わせされる。後方反射された光は同じコリメーターにより集められ、もう１つの光学的サーキュレーターを通過後光ダイオード６５０により検出される。該マイケルソン干渉計内の光学的遅延は、サンプルＳからの反射と基準面からの反射との間の光路差Δｓにマッチするよう調整される。この条件ΔＬ＝Δｓが源のコヒーレンス長さｌｃ内に持続する時、周波数Ωでのヘテロダイン信号が面Ｓ６４２とＲ６６４から反射した光の間の干渉により検出される。該２つのＡＯＭ駆動場を混合し、２倍化することにより提供されるローカル発信器に対し測定された、該ヘテロダイン信号の位相は該基準反射に対するサンプル反射の位相の測定値を表す。 An optical circulator is used to separate the back-reflected beam from the incident beam. The light is emitted as a free space beam by another collimator 662 and first passes through the partially reflective surface 664 and is focused on the sample 642. The back-reflected light is collected by the same collimator and detected by the photodiode 650 after passing through another optical circulator. The optical delay in the Michelson interferometer is adjusted to match the optical path difference Δs between the reflection from the sample S and the reflection from the reference plane. When this condition ΔL = Δs persists within the source coherence length lc, a heterodyne signal at frequency Ω is detected by interference between the light reflected from surfaces S642 and R664. The phase of the heterodyne signal, measured for a local oscillator provided by mixing and doubling the two AOM drive fields, represents a measurement of the phase of the sample reflection relative to the reference reflection.
ヘテロダイン信号が単一面の反射により創られないようにするために、該長さΔｓは該コヒーレンス長さｌＣより実質的に長くなければならない。又信号が該ガラス面を基準にされ、該サンプルから散乱しないように、該サンプル厚さは該ガラス厚さΔｓより小さく取られる。 The length Δs must be substantially longer than the coherence length l C so that a heterodyne signal is not created by a single-surface reflection. The sample thickness is also taken less than the glass thickness Δs so that the signal is referenced to the glass surface and does not scatter from the sample.
該干渉計の定量的説明は下記の様である。最初に波数ｋ０を有するモノクロの源を考える。該マイケルソン干渉計の入力での電場振幅は下記により記述される。 A quantitative description of the interferometer is as follows. Consider first a monochrome source with wavenumber k 0 . The electric field amplitude at the input of the Michelson interferometer is described by:
Ｅｉ＝Ａｉｃｏｓ（ｋ０ｚ−ω０ｔ） （３３）
該ＡＯＭを通過後該ビームスプリッターから戻る電場は、該干渉計の２つのアームからの場の和により与えられる。
E i = A i cos (k 0 z−ω 0 t) (33)
The electric field returning from the beam splitter after passing through the AOM is given by the sum of the fields from the two arms of the interferometer.
Ｅｍ＝Ｅ１＋Ｅ２＝Ａｉｃｏｓ（２ｋ１ｌ１−（ω０＋２ω１）ｔ）＋Ａｉｃｏｓ（２ｋ２ｌ２−（ω０＋２ω２）ｔ） （３４）
ここでｋ１＝ｋ０＋２ω１／ｃ及びｋ２＝ｋ０＋２ω２／ｃである。
E m = E 1 + E 2 = A i cos (2k 1 l 1 − (ω 0 + 2ω 1 ) t) + A i cos (2k 2 l 2 − (ω 0 + 2ω 2 ) t) (34)
Here, k 1 = k 0 + 2ω 1 / c and k 2 = k 0 + 2ω 2 / c.
この双ビームが今サンプルに入射する。ｓ１が基準反射までの光学距離、ｓ２がサンプル反射までの光学距離とする。もし該基準及びサンプル反射の反射率がそれぞれＲ１とＲ２であり、多重反射が無視されるとすると、該サンプルから反射される場は下記である。 This dual beam is now incident on the sample. Let s 1 be the optical distance to the reference reflection, and s 2 be the optical distance to the sample reflection. If the reflectivity of the reference and sample reflections are R 1 and R 2 respectively and multiple reflections are ignored, the field reflected from the sample is
該検出された輝度ｉＤは二乗された場振幅に下記の様に比例する。 The detected luminance i D is proportional to the squared field amplitude as follows:
ここで光学的周波数発振項は無視され、周波数シフトによる波数シフトΩ／ｃは路長差Δｓ及びΔｌの逆数と比較して無視できると仮定する。 Here, it is assumed that the optical frequency oscillation term is ignored and the wave number shift Ω / c due to the frequency shift is negligible compared to the reciprocal of the path length differences Δs and Δl.
低コヒーレンス（ブロードバンド）源をモデル化するために、それが中心波数ｋ０と、半最大スペクトルバンド幅での最大波長Δｋと、を有するガウス型パワースペクトル密度を備えると仮定する。 To model a low coherence (broadband) source, suppose that it has a Gaussian power spectral density with a center wavenumber k0 and a maximum wavelength Δk at half-maximum spectral bandwidth.
低コヒーレンス放射について検出された輝度は該スペクトル分布に亘りモノクロの結果を積分することにより見出される。 The detected brightness for low coherence radiation is found by integrating the monochrome result over the spectral distribution.
ここで here
は選ばれたスペクトル密度用の源（ｓｏｕｒｃｅ）コヒーレンス関数である。又ここでｌｃは下記の様にコヒーレンス長さである。 Is the source coherence function for the selected spectral density. Also here l c is the coherence length as described below.
もし該路長差が、Δｌ＝Δｓが該コヒーレンス長さ内へ、そしてΔｌ＞＞ｌｃであるように、選ばれるならば、支配的で時間に左右される信号は下記の形である。 If the path length difference is chosen such that Δl = Δs is within the coherence length and Δl >> lc, the dominant and time-dependent signal is of the form
ローカル発信器６５２すなわちＬＯ＝ｃｏｓ（Ωｔ）に対するこの信号の位相を測定することにより、Δｓの変化が測定され得る。マイケルソン干渉計の隔離（ｉｓｏｌａｔｉｏｎ）は位相ノイズがΔｌの変化を通して該測定に影響させないようにするため必要である。 By measuring the phase of this signal with respect to local oscillator 652, LO = cos (Ωt), the change in Δs can be measured. Michelson interferometer isolation is necessary to prevent phase noise from affecting the measurement through changes in Δl.
図２０は本発明の好ましい実施例の隔離された双基準ヘテロダイン低コヒーレンス干渉計を図解する。この干渉計はそのサンプル内の種々の深さから散乱に対する、サンプル内の選択された深さから反射される光の位相を測定するため使われる。このセットアップは、ガラス反射面を何等要しない点で、より簡単な双ビーム干渉計に優る利点を有する。このシステムは生体内測定用に理想的である。該双基準（ｄｕａｌ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ）マイケルソン干渉計は充分薄いか又は透明なサンプル内の３次元容積に亘る神経活動（ｎｅｕｒａｌ ａｃｔｉｖｉｔｙ）を画像形成するため使われ得る。このシステムはニューラルネットワークの展開（ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ）を研究するため使われ得る。 FIG. 20 illustrates an isolated dual-reference heterodyne low coherence interferometer in the preferred embodiment of the present invention. This interferometer is used to measure the phase of light reflected from a selected depth in the sample relative to scattering from various depths in the sample. This setup has the advantage over the simpler dual beam interferometer in that no glass reflecting surface is required. This system is ideal for in vivo measurements. The dual reference Michelson interferometer can be used to image neural activity over a three-dimensional volume in a sufficiently thin or transparent sample. This system can be used to study the development of neural networks.
低コヒーレンス源７０２からの光は光フアイバーカプラー７０６により上下路に分けられる。上方路は図１９に関連して上記で説明された双ビーム干渉計と同様であるが、周波数シフトω１を有する２重通過ＡＯＭは旧サンプル位置を占め、サンプルは今度はこの干渉計の下方路内に配置されている。該２つの場はもう１つのフアイバーカプラー７４２で再組み合わせされる。光ダイオード７４６，７４８が２重のバランスされたモードで配置される。 Light from the low coherence source 702 is divided into upper and lower paths by an optical fiber coupler 706. The upper path is similar to the dual beam interferometer described above in connection with FIG. 19, but the double pass AOM with frequency shift ω 1 occupies the old sample position and the sample is now below this interferometer. Located in the road. The two fields are recombined with another fiber coupler 742. Photodiodes 746 and 748 are arranged in a double balanced mode.
モノクロの源の場合の該干渉計の定量的説明は下記の様である。該上方路の場は下記の様に書かれる。 A quantitative description of the interferometer in the case of a monochrome source is as follows. The upper road field is written as follows.
Ｅ１＝Ａｉｃｏｓ（２ｋ０ｌ１−（ω０＋２ω１−２ω３）ｔ）＋Ａｉｃｏｓ（２ｋ０ｌ２−（ω０＋２ω２−２ω３）ｔ） （４２）そして下方路は下記の様である（再び、サンプルは位置ｓ１とｓ２での２つの反射を有すると仮定する） E 1 = A i cos (2k 0 l 1 − (ω 0 + 2ω 1 −2ω 3 ) t) + A i cos (2k 0 l 2 − (ω 0 + 2ω 2 −2ω 3 ) t) (42) and the downward path is (Again, assume the sample has two reflections at positions s 1 and s 2 )
光フアイバーケーブルの路長は該２つのアーム間と等しいと仮定された。周波数ω３を有するＡＯＭ７３６に付随するミラー７４０は該路長を等しくするよう並進させられてもよい。 The optical fiber cable path length was assumed to be equal between the two arms. Mirror 740 associated with AOM 736 having frequency ω 3 may be translated to equalize the path length.
光検出器信号のＡＣ成分は下記で与えられる。 The AC component of the photodetector signal is given below.
ここでΩ１３＝２（ω１−ω３）そしてΩ２３＝２（ω２−ω３）である。ガウス型スペクトル分布用のポリクロマチックの場合（ｐｏｌｙｃｈｒｏｍａｔｉｃ ｃａｓｅ）は下記をもたらす。 Here, Ω 13 = 2 (ω 1 −ω 3 ) and Ω 23 = 2 (ω 2 −ω 3 ). The polychromatic case for Gaussian spectral distribution results in:
コヒーレンス長さ内へ、 Within the coherence length,
、そして更にΔｌ、Δｓ＜＜ｌｃと仮定する。その時支配的項は下記である。 And suppose further .DELTA.l, and Δs << l c. The dominant terms at that time are as follows.
次に、これら２つの周波数成分はミキサー内で組み合わされ、バンドパスフイルターは差の周波数Ω１２＝Ω１３−Ω２３＝ω１−ω２を選択する。 These two frequency components are then combined in a mixer and the bandpass filter selects the difference frequency Ω 12 = Ω 13 −Ω 23 = ω 1 −ω 2 .
位相感応型検出器は次いで、該ＡＯＭ駆動場を混合し２倍にすることにより発生されるΩ１２でのローカル発信器に対するこの信号の位相を測定する。該測定された位相はφ＝２ｋ０（Δｌ−Δｓ）である。 Phase sensitive detector then measures the phase of the signal for the local oscillator in the Omega 12 generated by doubling and mixing the AOM driving field. The measured phase is φ = 2k 0 (Δl−Δs).
該位相シフト器（ｐｈａｓｅ ｓｈｉｆｔｅｒ）は、その差動的性質にも拘わらず位相測定に幾らか影響を有する干渉計ノイズを補償するため使われる。光ダイオード信号成分の位相 The phase shifter is used to compensate for interferometer noise that has some effect on the phase measurement despite its differential nature. Phase of photodiode signal component
が測定され、ｓ１からの反射を、該位相シフト器を通して、一定位相へロックする誤差信号として使われる。 Is measured and used as an error signal to lock the reflection from s 1 through the phase shifter to a constant phase.
現実のサンプルを使う実施例では、２つの反射はないだろうが、散乱の分布はある。該基準アーム位置を設定することにより、この干渉計は２つの異なる深さから散乱される光間の位相差を測定する。 In an embodiment using a real sample, there will be no two reflections, but there is a distribution of scattering. By setting the reference arm position, the interferometer measures the phase difference between light scattered from two different depths.
図１９に関連して説明した実施例は該音響光学的変調器（ＡＯＭ）ＲＦ場を混合することにより創られる電気信号に対し、光学的ヘテロダイン信号の位相を測定する。この実施例に付随する複数のノイズ源がある。それらは、恐らく該ＲＦ場からのＡＯＭ加熱による、数分に亘る約１波長（１λ）の桁の、ゆっくりしたドリフトと、６０Ｈｚから１２０Ｈｚでの位相ノイズと、を含む。更に、振幅は存在し、それは恐らく該ＡＯＭをターンさせる電圧（ＡＯＭ ｔｕｒｎｉｎｇ ｖｏｌｔａｇｅ）内のラインノイズに依る。室の外部の光フアイバーが動かされた時変化するブロードバンド振幅及び位相ノイズの追加的源は該光学的サーキュレーター内の偏波モード分光（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｍｏｄｅ ｄｉｓｐａｅｒｓｉｏｎ）（ＰＭＤ）に依る様に最も強く推定される。 The embodiment described in connection with FIG. 19 measures the phase of the optical heterodyne signal relative to the electrical signal created by mixing the acousto-optic modulator (AOM) RF field. There are a number of noise sources associated with this embodiment. They include slow drift, on the order of one wavelength (1λ) over a few minutes, possibly due to AOM heating from the RF field, and phase noise from 60 Hz to 120 Hz. Furthermore, there is an amplitude, which is probably due to line noise in the voltage that turns the AOM (AOM turning voltage). The additional sources of broadband amplitude and phase noise that change when the optical fiber outside the room is moved are most strongly estimated, as is due to polarization mode spectroscopy (PMD) within the optical circulator. .
本発明の好ましい実施例は該ノイズを最小化し、好ましくは除去するのがよく、そしてドリフトとノイズを減ずるため光学的基準化された測定を含むか、又は精密電圧源により供給されたＡＯＭ同調電圧を使うか、又は代わりに偏波保存型光フアイバー部品（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ−ｍａｉｎｔａｉｎｉｎｇ ｆｉｂｅｒ ｏｐｔｉｃ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）を使う。 Preferred embodiments of the present invention should minimize, preferably eliminate, the noise and include optically scaled measurements to reduce drift and noise, or an AOM tuning voltage supplied by a precision voltage source Alternatively, polarization-maintaining fiber optical components are used.
図２１はノイズを最小化する光学的基準化干渉計の好ましい実施例を図解する。この実施例は図１９に関連して説明されたシステムにより経験されたドリフト及びノイズの課題に取り組む。図２１に関連して図解される実施例はヘテロダイン双ビーム干渉計である。この干渉計は、サンプル対象又は別の要素上の種々の横断点（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ ｐｏｉｎｔｓ）であってもよい基準を使ってサンプルからの反射光の位相変化を測定するため使われる。ＳＬＤの様な低コヒーレンス源７６２が単一モード光フアイバーに結合され、該フアイバーは真空フイードスルーを通って該真空室７８２に入る。該ヘテロダインマイケルソン干渉計は図１９に関連して説明された様に動作する。該２つの干渉計アームからの反射はコリメーター７６６，７９２により２本のフアイバー内に戻るよう焦点合わせされ、該室を出る。追加の光路が別の要素上の種々の横断点である基準を提供する。後方散乱される光は２つのコリメーター７８８，７９０により集められ、それぞれ光学的サーキュレーター７９４と７９８を通過後２つの光ダイオード７９６，８００により検出される。 FIG. 21 illustrates a preferred embodiment of an optically normalized interferometer that minimizes noise. This embodiment addresses the drift and noise challenges experienced by the system described in connection with FIG. The embodiment illustrated in connection with FIG. 21 is a heterodyne dual beam interferometer. This interferometer is used to measure the phase change of the reflected light from the sample using a reference that may be various transverse points on the sample object or another element. A low coherence source 762, such as an SLD, is coupled to a single mode optical fiber, which enters the vacuum chamber 782 through a vacuum feedthrough. The heterodyne Michelson interferometer operates as described in connection with FIG. Reflections from the two interferometer arms are focused back into the two fibers by collimators 766 and 792 and exit the chamber. Provides a reference where the additional light path is the various crossing points on another element. The backscattered light is collected by two collimators 788 and 790 and detected by two photodiodes 796 and 800 after passing through optical circulators 794 and 798, respectively.
この双基準化干渉計検査では、実施例は横断基準点と反射基準化位相測定を組み合わせる。理想的には、該基準点とサンプル対象は同じガラス上に配置されるのがよい。これはカバーガラスの何等かのチルト、振動及び／又は膨張効果を打ち消す追加的利点を有する。図２２で図解される様に、測定される位相は下記である。 In this dual-referenced interferometer inspection, the embodiment combines a transverse reference point and a reflection-referenced phase measurement. Ideally, the reference point and the sample object should be placed on the same glass. This has the additional advantage of negating any tilt, vibration and / or expansion effects of the cover glass. As illustrated in FIG. 22, the measured phases are:
φ（ｔ）＝（φ１−φ１’）−（φ２−φ２’） （４９）
該双基準化干渉計の好ましい実施例はノイズを打ち消すために、同様な利得と周波数応答とを有する光検出器を備える。更に、偏波保存部品とフアイバーが、該フアイバー内の偏波効果に取り組むよう使われ得る。特に、光学的サーキュレーター内の偏波モード分光は２つの直交する偏波の間の可変遅延を創り、それは振幅及び位相でのノイズへ導くが、該ノイズは該偏波保存部品を使うことにより緩和され得る。好ましい実施例では、デジタルバンドパスフイルターが光学的信号内に見出される調波に取り組むため使われる。
φ (t) = (φ 1 −φ 1 ′) − (φ 2 −φ 2 ′) (49)
The preferred embodiment of the bi-referenced interferometer includes a photodetector with a similar gain and frequency response to cancel the noise. In addition, polarization preserving components and fibers can be used to address polarization effects within the fibers. In particular, polarization mode spectroscopy in an optical circulator creates a variable delay between two orthogonal polarizations, which leads to noise in amplitude and phase, which is mitigated by using the polarization preserving component. Can be done. In the preferred embodiment, a digital bandpass filter is used to address the harmonics found in the optical signal.
図２３Ａは、図２１に関連して説明されたシステムを校正するため使われるピエゾ電気変換器（ＰＺＴ）の電圧をグラフで図解する。該ＰＺＴ校正セットアップは図２５Ａで図解される。 FIG. 23A graphically illustrates the voltage of a piezoelectric transducer (PZT) used to calibrate the system described in connection with FIG. The PZT calibration setup is illustrated in FIG. 25A.
ミラー８８８の変位に対応する位相変化が図２３Ｂでグラフで図解される。この位相変化は２７ｎｍの校正された距離変化に対応する。 The phase change corresponding to the displacement of the mirror 888 is illustrated graphically in FIG. 23B. This phase change corresponds to a calibrated distance change of 27 nm.
図２４は、図２１で図解された干渉計に付随する、５０ｍｓの全時間間隔に亘りノイズ特性をラディアンでグラフにより図解するが、そこでは該干渉計の２つのアームが等しく作られている。 FIG. 24 graphically illustrates noise characteristics in radians over the entire 50 ms time interval associated with the interferometer illustrated in FIG. 21, where the two arms of the interferometer are made equally.
図２５Ａ及び２５Ｂは本発明の好ましい実施例によりサンプル及び基準信号用の校正セットアップの略図による表現である。ミラー及びビームスプリッターの間の間隔はＰＺＴで変えられる。該ＰＺＴ運動は該光源（ヘリウム−ネオンか又はチタン；サフアイア）送信をモニターすることにより校正される。 25A and 25B are schematic representations of calibration setups for sample and reference signals according to a preferred embodiment of the present invention. The spacing between the mirror and the beam splitter can be changed with PZT. The PZT motion is calibrated by monitoring the light source (helium-neon or titanium; sapphire) transmission.
本発明の好ましい実施例は、活動電位中の神経変位運動の様な弱く反射する面の小運動の非接触測定を行うため使われる双ビーム低コヒーレンス干渉計を有するシステムに向けられている。神経繊維は該活動電位中に急速な外方への横方向面変位を示す。一般に軸索内への水の流束に帰せられる、この“スウェリング（ｓｗｅｌｌｉｎｇ）”現象は最初は蟹神経（ｃｒａｂ ｎｅｒｖｅ）でそして後には多数の他の無脊椎及び脊椎試料（ｉｎｖｅｒｔｅｂｒａｔｅ ａｎｄ ｖｅｒｔｅｂｒａｔｅ ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎｓ）で観
察された。今日までの神経スウェリングの全ての観察は該神経に物理的に接触して置かれた光学的又はピエゾ電気的センサーに依存して来た。神経変位を測定する光学的非接触の方法は接触に関連するアーチフアクト（ａｒｔｉｆａｃｔｓ）を除去し、それらの自然な状態での多数の神経の活動を同時に画像形成することを可能にする。
The preferred embodiment of the present invention is directed to a system having a dual beam low coherence interferometer used for making non-contact measurements of small motions of weakly reflecting surfaces such as nerve displacement motions in action potentials. Nerve fibers show a rapid outward lateral displacement during the action potential. This “swelling” phenomenon, commonly attributed to the flux of water into the axon, is initially the cranial nerve and later a number of other invertebrate and vertebrate preparations. ). All observations of neural swelling to date have relied on optical or piezoelectric sensors placed in physical contact with the nerve. An optical non-contact method of measuring nerve displacement removes the artifacts associated with contact and allows multiple nerve activities in their natural state to be imaged simultaneously.
本発明の好ましい実施例は双ビームヘテロダイン低コヒーレンス干渉計とそのロブスター（ｌｏｂｓｔｅｒ）神経束内のスウェリング効果の測定への応用を含む。神経スウェリングの干渉計実験的観察の従来技術の方法は、低感度と、蛙（ｆｒｏｇ）又はロブスター神経内の活動電位に付随する何等かの動きの検出の失敗のために、成功してなかった。もっと最近になって、該活動電位中の神経内の屈折率変化が透過光干渉計を使って成功裡に測定された。 Preferred embodiments of the present invention include a dual beam heterodyne low coherence interferometer and its application to the measurement of swering effects in the lobster nerve bundle. Prior art methods of interferometric experimental observation of neural swelling have been unsuccessful due to low sensitivity and failure to detect any movement associated with action potentials in the frog or lobster nerve. It was. More recently, refractive index changes within the nerve during the action potential have been successfully measured using a transmitted light interferometer.
ｍｓの時間規模に亘りナノメーターの桁での、神経変位の測定は、低反射率の面から記録できる高速で、安定な干渉計測測定システムを要する。好ましい実施例に依れば、単一モードフアイバー及び自由空間要素の両者から成る、双ビームシステムが図２６で示されている。フアイバー結合されたスーパールミネッセントダイオード９２２｛オプトスピードエスエルデー（Ｏｐｔｏｓｐｅｅｄ ＳＬＤ）、中心波長１５５０ｎｍ、バンド幅４０ｎｍ（ＦＷＨＭ）｝からの光がコリメートされ、二重通過構成に整合され、周波数ω１＝１１０．１ＭＨｚ及びω２＝１１０ＭＨｚのＲＦ場により駆動される、音響光学的変調器９４６，９５２（ＡＯＭｓ）を含むマイケルソン干渉計に入る。並進ステージ上に設置されたミラーは該２つの干渉計アーム間往復光路差ΔＬの制御を可能にする。光はフアイバーコリメーターを通して該マイケルソン干渉計に入り、出て行く。 Measurement of nerve displacement, in the order of nanometers over a time scale of ms, requires a fast and stable interferometric measurement system that can be recorded from a low reflectivity surface. According to a preferred embodiment, a dual beam system consisting of both single mode fibers and free space elements is shown in FIG. Light from a fiber-coupled superluminescent diode 922 {Optospeed SLD, center wavelength 1550 nm, bandwidth 40 nm (FWHM)} is collimated and matched to a double-pass configuration, with a frequency ω 1 = A Michelson interferometer including acousto-optic modulators 946, 952 (AOMs) driven by RF fields of 110.1 MHz and ω 2 = 110 MHz is entered. A mirror placed on the translation stage allows control of the reciprocal optical path difference ΔL between the two interferometer arms. Light enters and exits the Michelson interferometer through a fiber collimator.
該マイケルソン干渉計の２つのポートの各々からの出力は異なる周波数シフトと可変遅延とを有する２つの低コヒーレンス場から成る双ビームである。該双ビームの１つは該神経室セットアップ（ｎｅｒｖｅ ｃｈａｍｂｅｒ ｓｅｔｕｐ）（詳細は図２７参照）に入射し、もう１つは基準ギャップ上に入射する。該神経セットアップと基準ギャップの各々は調整可能な距離により分離された２つの反射面を有し、入射光をそのそれぞれのフアイバーへ戻るよう反射するよう整合されている。これらの面の１つを除き全てが空気とコートされないガラスの間のインターフエースである。該サンプル内で、空気及び神経表面の間のインターフエースから第２反射が来る。 The output from each of the two ports of the Michelson interferometer is a dual beam consisting of two low coherence fields with different frequency shifts and variable delays. One of the two beams is incident on the nerve chamber setup (see FIG. 27 for details) and the other is incident on the reference gap. Each of the neural setup and reference gap has two reflective surfaces separated by an adjustable distance and is aligned to reflect incident light back to its respective fiber. All but one of these faces is an interface between air and uncoated glass. Within the sample, a second reflection comes from the interface between the air and the nerve surface.
ΔＬＳとΔＬＲはそれぞれ該サンプルと基準ギャップの面１と２からの反射の間の往復光路長差である。該３つの路長ΔＬ、ΔＬＳ及びΔＬＲが源（ｓｏｕｒｃｅ）コヒーレンス長さ内で全て等しくなるよう種々の部品が調整される。この条件が充たされると、光検出器９３２，９６２（新焦点２０１１）は、（１）該マイケルソン干渉計のアーム１をトラバースしサンプルの面２（又は基準ギャップ）から反射する光と（２）該マイケルソン干渉計のアーム２をトラバースしサンプルの面１（又は基準ギャップ）から反射する光、の間の干渉により周波数Ω＝２（ω１−ω２）＝２００ｋＨｚのヘテロダイン信号を記録する。該２つのヘテロダイン信号間の位相差（２πの倍数までの）は
φ（ｔ）＝ｋ０［（ΔＬＳ−ΔＬ）−（ΔＬＲ−ΔＬ）］＝ｋ０（ΔＬＳ−ΔＬＲ）、ここでｋ０は光源の中心波数（ｃｅｎｔｒａｌ ｗａｖｅ ｎｕｍｂｅｒ）である。位相ノイズに最も感受性にある量、マイケルソン路遅延ΔＬ、はこの差測定方法では打ち消される。偏波独立性光学的サーキュレーター９２６，９３０，９６０が検出される電力を最大化するよう、そして該反射光が該マイケルソン干渉計に再び入らせないようにするため使われる。偏波制御器（示されてない）が、該光フアイバー部品内の偏波モード分光の影響を最少化するよう使われる。
[Delta] L S and [Delta] L R are each reciprocating optical path length difference between the reflection from the surface 1 and 2 of the sample and the reference gap. The three path length [Delta] L, the various components such that [Delta] L S and [Delta] L R are all equal in the source (source) coherence length is adjusted. When this condition is satisfied, the photodetectors 932 and 962 (new focal point 2011) (1) light that traverses the arm 1 of the Michelson interferometer and reflects from the surface 2 (or reference gap) of the sample (2 ) Record a heterodyne signal of frequency Ω = 2 (ω 1 −ω 2 ) = 200 kHz due to interference between the light traversing the arm 2 of the Michelson interferometer and reflected from the sample surface 1 (or reference gap). . The phase difference (up to a multiple of 2π) between the two heterodyne signals is φ (t) = k 0 [(ΔL S −ΔL) − (ΔL R −ΔL)] = k 0 (ΔL S −ΔL R ), here k 0 is the center wavenumber of the light source (central wave number). The quantity that is most sensitive to phase noise, the Michelson path delay ΔL, is canceled by this difference measurement method. Polarization independent optical circulators 926, 930, 960 are used to maximize the detected power and prevent the reflected light from re-entering the Michelson interferometer. A polarization controller (not shown) is used to minimize the effects of polarization mode spectroscopy in the fiber component.
該位相差φ（ｔ）を測定するために、該光検出器の出力は５×１０６サンプル／秒で１２ビットＡ−Ｄカード｛ナショナルインスツルメントのピーシーアイ−６１１０（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ＰＣＩ−６１１０）｝によりデジタル化される。コンピュータ内のインストラクションのシーケンスがヒルベルト変換を介して該２信号の位相差を計算し、相対面変位ｄ（ｔ）＝φ（ｔ）／２ｋ０として該位相シフトを表す。 To measure the phase difference φ (t), the output of the photodetector is 5 × 10 6 samples / second, a 12-bit A-D card {National Instruments PCI-6110 (National Instruments PCI-6110). )}. The sequence of instructions in the computer calculates the phase difference between the two signals via the Hilbert transform and represents the phase shift as relative surface displacement d (t) = φ (t) / 2k 0 .
該干渉計が変位測定を行うことを検証するために、該神経セットアップは、ピエゾ変換器を用いて３００Ｈｚ周波数と２７ｎｍ振幅で正弦波状に変調されたキャビテイ間隔（ｃａｖｉｔｙ ｓｐａｃｉｎｇ）を有する平面状（ｐｌａｎａｒ）フアブリーペローキャビテイ（Ｆａｂｒｙ−Ｐｅｒｏｔ ｃａｖｉｔｙ）で置き換えられた。振幅及び周波数の双ビーム干渉計測定は、該キャビテイが数μｍに亘り走査された時、６３２．８ｎｍヘリウムネオンレーザービームの透過をモニターすることにより決定された値と良く合致した。 In order to verify that the interferometer performs displacement measurements, the neural set-up is a planar having a cavity spacing modulated sinusoidally at 300 Hz frequency and 27 nm amplitude using a piezo transducer. ) Replaced with Fabry-Perot cavities. Amplitude and frequency dual beam interferometer measurements agreed well with the values determined by monitoring the transmission of the 632.8 nm helium neon laser beam when the cavities were scanned over several μm.
好ましい実施例に依れば、アメリカンロブスター（Ａｍｅｒｉｃａｎ ｌｏｂｓｔｅｒ）｛ホマラスアメリカナス（Ｈｏｍａｒｕｓ ａｍｅｒｉｃａｎｕｓ）｝の歩行脚神経（ｗａｌｋｉｎｇ ｌｅｇ ｎｅｒｖｅ）（直径１ｍｍ以下、長さ５０ｍｍ以下）が切断され、図２７に図解される様にアクリル樹脂から機械加工された神経室上（ｏｎ ａ ｎｅｒｖｅ ｃｈａｍｂｅｒ ｍａｃｈｉｎｅｄ ｆｒｏｍ ａｃｒｙｌｉｃ）に置かれた。該室はロブスター塩水溶液（ｌｏｂｓｔｅｒ ｓａｌｉｎｅ ｓｏｌｕｔｉｏｎ）で充たされた５つのウエル（ｗｅｌｌｓ）を有し、ウエル間で該神経は、ウエル間抵抗（ｉｎｔｅｒ−ｗｅｌｌ ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ）を最大化するように、石油ゼリー（ｐｅｔｒｏｌｅｕｍ ｊｅｌｌｙ）の絶縁層で囲まれた。刺激電極（ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）を通して該神経を刺激（ｅｘｃｉｔｅ）するために刺激アイソレーター（ｓｔｉｍｕｌｕｓ ｉｓｏｌａｔｏｒ）が０−１０ｍＡの可変振幅と１ｍｓの持続時間の電流パルスを供給する。該刺激アイソレータ−により供給される該電流は、該塩水を通しての並列導電性（ｐａｒａｌｌｅｌ ｃｏｎｄｕｃｔａｎｃｅ）のために、該神経を通過する現実の電流より恐らく遙かに大きいだろう。該神経内で発生される複合活動電位は対の記録電極９９８ａ、９９８ｂにより検出され、利得１０４で増幅される。中央のウエル中では該神経は、それが塩水溶液内に沈まないように、小さなガラスプラットフオーム上に休んでいる。該神経は切断及びデータ収集中塩水で湿度を有するよう保たれている。 According to a preferred embodiment, an American lobster {Homarus americanus} walking leg nerve (diameter 1 mm or less, length 50 mm or less) was cut and shown in FIG. As illustrated, it was placed on a nerve chamber machined from acrylic. The chamber has five wells filled with a lobster saline solution, and between the wells, the nerves are made of petroleum oil so as to maximize inter-well resistance. Surrounded by an insulating layer of jelly (petroleum jelly). In order to excite the nerve through stimulation electrodes, a stimulation isolator supplies a current pulse with a variable amplitude of 0-10 mA and a duration of 1 ms. The current supplied by the stimulation isolator will probably be much greater than the actual current passing through the nerve due to parallel conductance through the saline. The composite action potential generated in the nerve is detected by a pair of recording electrodes 998a and 998b and amplified with a gain of 104. In the central well, the nerve rests on a small glass platform so that it does not sink into the saline solution. The nerve is kept humid with saline during amputation and data collection.
図２８Ａと２８Ｂは本発明の好ましい実施例による１つの試みについて電位と光学的に測定された神経の変位を図解する。電気信号での時刻ゼロでのスパイクは刺激のアーチフアクトによる。それに、該神経束内の多数の軸索の活動電位を説明する１連のピークが続く。光学的信号は、上方への面変位に対応する方向を有する、高さ約５ｎｍのピークとＦＷＨＭの持続時間約１０ｍｓを示す。該光学的信号は電気信号での多数のピークより寧ろ１つのピークを示し、これは該変位信号の単一位相的（ｍｏｎｏｐｈａｓｉｃ）（１つの符号）性質に依る。該変位測定値の実効値ノイズ（ｒｍｓ ｎｏｉｓｅ）は１ｋＨｚバンド幅の間の約０．２５ｎｍであった。 Figures 28A and 28B illustrate potential and optically measured nerve displacement for one attempt according to a preferred embodiment of the present invention. The spike at time zero in the electrical signal is due to the stimulation artifact. It is followed by a series of peaks that explain the action potentials of multiple axons within the nerve bundle. The optical signal shows a peak of about 5 nm height and a FWHM duration of about 10 ms, with a direction corresponding to upward surface displacement. The optical signal shows one peak rather than multiple peaks in the electrical signal, which depends on the monophasic (one sign) nature of the displacement signal. The rms noise of the displacement measurement was about 0.25 nm between 1 kHz bandwidth.
該変位は該神経用意品の約半分で観察され、５ｍＡ刺激について０から８ｎｍまで振幅で変化した。その大きな変動は該神経自身と用意の手順での差を反映しているかも知れない。同様な変位振幅は蟹及びザリガニ（ｃｒａｙｆｉｓｈ）の神経を使っても報告された。光学的レバーを使うロブスター神経スウェリング（ｎｅｒｖｅ ｓｗｅｌｌｉｎｇ）の最近の研究で、約１０倍以下で小さい変位が観察された（ａｂｏｕｔ 〜１０ ｔｉｍｅｓ ｓｍａｌｌｅｒ ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ）が、それはその技術のアーテイフアクトを反映しているかも知れない。 The displacement was observed in about half of the nerve preparation and varied in amplitude from 0 to 8 nm for a 5 mA stimulus. The large variation may reflect the difference between the nerve itself and the prepared procedure. Similar displacement amplitudes have been reported using the frog and crayfish nerves. In recent studies of lobster nerve swelling using optical levers, a small displacement of about 10 times or less was observed (about to 10 times smallr displacement), which reflects the artefact of the technology You may have.
刺激電流による神経のオーミック加熱での熱的膨張の様なアーテイフアクトを制御するために、該刺激電流が変化した時の１つの神経のピーク電気信号と変位信号が測定された（図２９で図解される様に）。該電気及び変位信号は殆ど同一のしきい値電流（約１．５
ｍＡ）と飽和電流（約５ｍＡ）を表し、観察された変位が活動電位に付随することを示唆する。対照的に、オーミック効果は電流への２次の依存と非飽和により特徴付けられるだろう。かくして、本発明の好ましい実施例は刺激のアーテイフアクトについて制御すべき神経変位の学習を提供する。好ましい実施例は神経スウェリングの最初の非接触及び最初の干渉計測定を行うためのヘテロダイン低コヒーレンス干渉計を含む。神経スウェリングの生物物理学的機構が画像形成され、本発明の好ましい実施例により個別軸索を解析した。該双ビーム低コヒーレンス干渉計は活きた細胞のナノメーター規模の運動の測定で多くの他の応用を有する。他の実施例は活動電位に付随した１つのニューロンの機械的変化を検出するために該干渉計に基づいた顕微鏡を含む。又関連した干渉計検査方法は培養された細胞単層（ｃｕｌｔｕｒｅｄ ｃｅｌｌ ｍｏｎｏｌａｙｅｒｓ）内の細胞容積変化を測定するため使われる。
In order to control artifacts such as thermal expansion due to the ohmic heating of the nerve due to the stimulation current, the peak electrical signal and displacement signal of one nerve when the stimulation current changed were measured (see FIG. 29). As illustrated). The electrical and displacement signals are almost identical threshold currents (about 1.5
mA) and saturation current (about 5 mA), suggesting that the observed displacement is associated with the action potential. In contrast, the ohmic effect will be characterized by a second order dependence on current and desaturation. Thus, the preferred embodiment of the present invention provides learning of neural displacement to be controlled for stimulus artifacts. The preferred embodiment includes a heterodyne low coherence interferometer for making the first non-contact and first interferometer measurements of neural swelling. The neurophysical biophysical mechanism was imaged and individual axons were analyzed according to the preferred embodiment of the present invention. The dual beam low coherence interferometer has many other applications in the measurement of nanometer scale motion of live cells. Another embodiment includes a microscope based on the interferometer to detect mechanical changes in one neuron associated with action potentials. A related interferometer test method is also used to measure cell volume changes in cultured cell monolayers.
図３０は本発明の好ましい実施例に依る双ビーム干渉計用走査システムの光学的レイアウトを図解する。モーター付きガルバノメーター上に設置されたミラー１０２４，１０３０が画像形成システムのフーリエ面（Ｆｏｕｒｉｅｒ ｐｌａｎｅｓ）に置かれ、そのビームが角度の変化無しにサンプルを横切るよう走査されることを可能にしている。該ミラーは約３０Ｈｚ、振幅１−２度（サンプル上で５０−１００μｍ）で走査する。該ガルバノメーターはリサジュー（Ｌｉｓｓａｊｏｕｓ）パターン１０５２でラスターされる（ｒａｓｔｅｒｅｄ）か又は走査されてもよい。 FIG. 30 illustrates the optical layout of a scanning system for a dual beam interferometer according to a preferred embodiment of the present invention. Mirrors 1024 and 1030 mounted on a motorized galvanometer are placed in the Fourier planes of the imaging system, allowing the beam to be scanned across the sample without changing the angle. The mirror scans at about 30 Hz with an amplitude of 1-2 degrees (50-100 μm on the sample). The galvanometer may be rastered or scanned with a Lissajous pattern 1052.
図３１は本発明の好ましい実施例に依るリサジュー走査を使って空のカバーガラスから集められたガルバノメーター位置と位相データを図解する。図の全体の場は約１００μｍである。垂直軸は測定された位相である。ノイズプロフアイルは１ｋＨｚに亘り約２５ｍｒａｄである。 FIG. 31 illustrates galvanometer position and phase data collected from an empty cover glass using a Lissajous scan according to a preferred embodiment of the present invention. The total field in the figure is about 100 μm. The vertical axis is the measured phase. The noise profile is about 25 mrad over 1 kHz.
図３２Ａと３２Ｂは本発明の好ましい実施例の後方反射（ｂａｃｋｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ）の位相画像及び輝度（振幅）画像のカラーマップを図解する。該ビーム走査データは空のカバーガラスから集められた。そのノイズプロフアイルは１ｋＨｚに亘り約２５ｍｒａｄである。電力（Ｐｏｗｅｒ）はそのビームが光軸から離れるよう動かされた時起こる誤整合（ｍｉｓａｌｉｇｎｍｅｎｔ）とクリッピング（ｃｌｉｐｐｉｎｇ）のために中央で最高である。その画像中の黒いドットはリサジューパターンが訪れなかった画素に対応する。 FIGS. 32A and 32B illustrate color maps of backreflection phase images and luminance (amplitude) images of a preferred embodiment of the present invention. The beam scan data was collected from an empty cover glass. Its noise profile is about 25 mrad over 1 kHz. Power is highest in the middle due to misalignment and clipping that occurs when the beam is moved away from the optical axis. The black dots in the image correspond to pixels that did not visit the Lissajous pattern.
図３３は本発明の実施例により取り組まれた焦点合わせ問題を略図により図解する。細胞２００２は双ビーム顕微鏡のガラスカバースリップ２００４上に座している。実線は上ガラス面とセル上に焦点合わせされたビームを表す。点線は該ガラスの底面から反射されるビームを表す。位相基準干渉計検査システムは本発明の好ましい実施例の双ビーム干渉計検査であり、関心のあるサンプルから散乱される光の収集のみならず、該サンプルの前に配置された固定の基準化された面からの反射も要する。該サンプル及び基準の異なる軸方向位置は、特に高開口数光学システム（ｈｉｇｈ ｎｕｍｅｒｉｃａｌ ａｐｅｒｔｕｒｅ ｏｐｔｉｃａｌ ｓｙｓｔｅｍ）用では、基準及びサンプルの両散乱の効率的同時収集に挑戦する。０．５０の開口数を用いてサンプル及び基準の効率的光収集を可能にする様な、該焦点問題への２つの解が好ましい実施例のシステムにより提供される。第１には、２焦点レンズ（ｂｉｆｏｃａｌ ｌｅｎｓ）システムが、該開口部（ｎｕｍｅｒｉｃａｌ ａｐｅｒｔｕｒｅ）を、２焦点光学要素の異なるカーブ部分を通過する周辺及び軸光線に分けることにより、該サンプル及び基準両面を同時に焦点へ持って来る。該２焦点要素は平面−凸面レンズ（ｐｌａｎｏ−ｃｏｎｖｅｘ ｌｅｎｓ）の凸側内の中央領域を平らに磨くことにより作られ得る。該２焦点レンズを顕微鏡のフーリエ面の近くに位置付けることはサンプル画像形成用のミラーガルバノメーターを介したビーム走査を可能にする。 FIG. 33 schematically illustrates the focusing problem addressed by an embodiment of the present invention. The cell 2002 sits on a glass cover slip 2004 of a dual beam microscope. The solid line represents the beam focused on the top glass surface and the cell. The dotted line represents the beam reflected from the bottom surface of the glass. The phase reference interferometer inspection system is a dual beam interferometer inspection of the preferred embodiment of the present invention, which not only collects light scattered from the sample of interest, but also a fixed scaled reference placed in front of the sample. Reflection from the surface is also required. The different axial positions of the sample and the reference challenge efficient simultaneous collection of both reference and sample scatter, especially for high numerical aperture optical systems. Two solutions to the focus problem are provided by the system of the preferred embodiment, such as allowing efficient light collection of the sample and reference using a numerical aperture of 0.50. First, a bifocal lens system separates the sample and reference surfaces by dividing the aperture into peripheral and axial rays that pass through different curved portions of the bifocal optical element. Bring to focus at the same time. The bifocal element can be made by polishing flat the central region within the convex side of a plano-convex lens. Positioning the bifocal lens close to the Fourier plane of the microscope allows beam scanning through a mirror galvanometer for sample imaging.
図３４は本発明の好ましい実施例の２焦点レンズ用の設計を図解する。該２焦点レンズを、対物レンズの後よりも寧ろ前に置くことの方が容易である。この実施例は並進の容易さを提供する。 FIG. 34 illustrates the design for the bifocal lens of the preferred embodiment of the present invention. It is easier to place the bifocal lens before the objective lens than before. This embodiment provides ease of translation.
図３５は本発明の好ましい実施例の２焦点レンズシステムのもう１つの設計を図解する。該２焦点レンズシステム２０５０は該画像形成システムのフーリエ面に、又はその近くに、該２焦点レンズを置くことによりビーム走査を可能にする。ビーム２０６８が軸ビーム（ａｘｉａｌ ｂｅａｍ）である一方、ビーム２０７０が周辺ビーム（ｍａｒｇｉｎａｌ ｂｅａｍ）である。光学的特性はチルトされたビームを有する第１次に対し不変（ｉｎｖａｒｉａｎｔ）である。 FIG. 35 illustrates another design of the bifocal lens system of the preferred embodiment of the present invention. The bifocal lens system 2050 enables beam scanning by placing the bifocal lens at or near the Fourier plane of the imaging system. Beam 2068 is an axial beam, while beam 2070 is a marginal beam. The optical properties are invariant to the first order with the tilted beam.
図３６は、対物レンズの後の２つの焦点の間の間隔が本発明の好ましい実施例によりδ＝１００μｍに等しくなる様なレンズｆ３（２焦点）とｆ２の間の光学的距離の計算を図解する。該光学的設計はレイトレーシング（ｒａｙ ｔｒａｃｉｎｇ）により提供される。 FIG. 36 illustrates the calculation of the optical distance between lenses f3 (two focal points) and f2, such that the distance between the two focal points after the objective lens is equal to δ = 100 μm according to the preferred embodiment of the present invention. To do. The optical design is provided by ray tracing.
図３７は本発明の好ましい実施例の２焦点レンズの製造を図解する。該２焦点レンズは平面−凸面レンズの中央部分をフラットに磨くことにより作られ得る。ガラスの非常に小さい厚さが除かれる（約２−１０μｍ）。信号及び基準の間の路長差の小さな変化がもたらされる。 FIG. 37 illustrates the fabrication of a bifocal lens of a preferred embodiment of the present invention. The bifocal lens can be made by polishing the central portion of a plano-convex lens flat. A very small thickness of glass is removed (about 2-10 μm). A small change in the path length difference between the signal and the reference results.
図３８は、対物レンズが本発明の好ましい実施例によりガラスカバースリップの方へ走査された時、光学的サーキュレーターを通して測定された後方反射された輝度を図解する。後面及び前面からの反射は約１００μｍだけ分離される。重なり合いは無く、かくして干渉は無い。 FIG. 38 illustrates the back-reflected brightness measured through an optical circulator when the objective is scanned toward the glass cover slip according to a preferred embodiment of the present invention. Reflections from the back and front are separated by about 100 μm. There is no overlap and thus no interference.
図３９は、本発明の好ましい実施例により、ミラーからの１つの反射を有する２焦点レンズについて対物レンズ焦点位置に対する後方反射される輝度を図解している。２焦点レンズｆ３を使うと、ミラーからの１つのピークは（該対物レンズ位置が走査された時）、異なる対物レンズ焦点位置でのミラーに焦点合わせされた軸及び周辺ビームに対応する２つに分かれる。ピーク間の間隔はレンズｆ２とｆ３の間の距離に依る。この実施例では、その間隔は約１００μｍである。 FIG. 39 illustrates the back-reflected brightness for the objective lens focal position for a bifocal lens with one reflection from the mirror, in accordance with a preferred embodiment of the present invention. With the bifocal lens f3, one peak from the mirror (when the objective lens position is scanned) is two corresponding to the axis and the peripheral beam focused on the mirror at different objective lens focal positions. Divided. The spacing between the peaks depends on the distance between the lenses f2 and f3. In this embodiment, the spacing is about 100 μm.
図４０は本発明の好ましい実施例による両カバーガラス反射を有する２焦点レンズを用いて、対物レンズ焦点位置対後方反射輝度を図解する。この図は２つの前の図を一緒に描いており、４つの主要ピークと幾つかのより小さいピークを提供する。 FIG. 40 illustrates objective lens focal position versus back reflection luminance using a bifocal lens with double cover glass reflection according to a preferred embodiment of the present invention. This figure depicts the two previous figures together, providing four major peaks and several smaller peaks.
図４１はｆ２とｆ３の間の距離が前と後のガラス面の間の間隔とマッチするよう調整された時、本発明の好ましい実施例の、対物レンズ焦点位置対後方反射輝度を図解する。周辺光線は、軸光線が前面上で焦点合わせされる同じ位置で、後面上に焦点合わせされる。これは中央に見られる大きなピークを提供する。 FIG. 41 illustrates objective lens focal position versus back reflection brightness for a preferred embodiment of the present invention when the distance between f2 and f3 is adjusted to match the spacing between the front and back glass surfaces. The marginal ray is focused on the back surface at the same position where the axial ray is focused on the front surface. This provides the large peak seen in the middle.
図４２は本発明の好ましい実施例により軸及び周辺ビームの結合（ｃｏｕｐｌｉｎｇ）により生じる特別に小さいピーク（ｅｘｔｒａ ｓｍａｌｌ ｐｅａｋｓ）を図解する。これらの特別のピークは、該２つのピーク間の丁度中途（ｅｘａｃｔｌｙ ｈａｌｆｗａｙ）で起こる、軸から周辺ビームへの結合により説明される。該特別のピークの振幅は光学的整合に高度に左右され、該光学システムの精細な調整により最小化され得て、好ましくは除去されるのがよい。 FIG. 42 illustrates extra small peaks caused by coupling of axial and peripheral beams according to a preferred embodiment of the present invention. These special peaks are explained by the coupling from the axis to the surrounding beam that occurs exactly halfway between the two peaks. The amplitude of the special peak is highly dependent on optical alignment and can be minimized by fine tuning of the optical system and is preferably eliminated.
図４３Ａは本発明の好ましい実施例により基準面を一体型要素として有する双ビームプローブを図解する。該プローブはフアイバーコリメーター２３８２と段階的屈折率保有（ｇｒａｄｅｄ ｉｎｄｅｘ）（ＧＲＩＮ）レンズ２３９０から成る。該ＧＲＩＮレンズのコートされない背面は基準反射を提供する。別の基準面を要しないので、該プローブは生体内適用に良く適している。該プローブは、２次元位相画像形成又は３次元共焦点位相画像形成を行うために高速走査ピエゾ並進器（ｆａｓｔ ｓｃａｎｎｉｎｇ ｐｉｅｚｏ ｔｒａｎｓｌａｔｏｒ）上に設置されてもよい。この実施例は変位測定用に使い易い予め整合されたフアイバープローブを提供する。該プローブは約０．４−０．５の範囲の高い開口数（ｎｕｍｅｒｉｃａｌ ａｐｅｒｔｕｒｅ）（ＮＡ）を有し、それは散乱面からの効率的な光集めを提供する。該一体型基準面は焦点の深さによる課題を解決する。この好ましい実施例のプローブは複雑な光学機器の集まりを置き換え、体内使用に好適である。 FIG. 43A illustrates a dual beam probe having a reference surface as an integral element according to a preferred embodiment of the present invention. The probe consists of a fiber collimator 2382 and a graded index (GRIN) lens 2390. The uncoated back side of the GRIN lens provides a reference reflection. The probe is well suited for in vivo applications because it does not require a separate reference plane. The probe may be placed on a fast scanning piezo translator to perform 2D phase imaging or 3D confocal phase imaging. This embodiment provides a pre-aligned fiber probe that is easy to use for displacement measurement. The probe has a high numerical aperture (NA) in the range of about 0.4-0.5, which provides efficient light collection from the scattering surface. The integrated reference plane solves the problem of depth of focus. The probe of this preferred embodiment replaces a complex collection of optical instruments and is suitable for internal use.
図４３Ｂには光フアイバー双ビーム干渉計プローブのもう１つの好ましい実施例２３８１が図解されている。この実施例では、基準反射は該光フアイバーの切り裂かれた端部（ｃｌｅａｖｅｄ ｅｎｄ）２３８５により提供される。この例では、該端部２３８５は該フアイバー軸に対し直角に磨かれる。該フアイバー２３８３はハウジング２３８７に挿入されたガラスのフエルール（ｆｅｒｒｕｌｅ）２３８９内に設置される。該フアイバー端２３８５により放射された光は段階的屈折率保有（ＧＲＩＮ）レンズにより焦点合わせされるが、該レンズはこの例では約０．２９又は０．３のピッチを有する。該フアイバーは該フアイバー（ＮＡ＝０．１３）とＧＲＩＮレンズ（ＮＡ＝０．５０）の開口数にマッチするよう３．５に概略等しい拡大率Ｍに整合される。該ビームは、この例では該プローブの遠位の面から約３００μｍにあるサンプルの所の焦点に来る。 FIG. 43B illustrates another preferred embodiment 2381 of an optical fiber dual beam interferometer probe. In this embodiment, the reference reflection is provided by a cleaved end 2385 of the fiber. In this example, the end 2385 is polished perpendicular to the fiber axis. The fiber 2383 is placed in a glass ferrule 2389 inserted into the housing 2387. The light emitted by the fiber end 2385 is focused by a graded index of refraction (GRIN) lens, which in this example has a pitch of about 0.29 or 0.3. The fiber is matched to a magnification factor M approximately equal to 3.5 to match the numerical aperture of the fiber (NA = 0.13) and GRIN lens (NA = 0.50). The beam comes to the focal point at the sample, which in this example is about 300 μm from the distal face of the probe.
図４３Ｃはラットの海馬の培養（ｒａｔ ｈｉｐｐｏｃａｍｐａｌ ｃｕｌｔｕｒｅ）からの２つの神経繊維｛軸索（ａｘｏｎｓ）又は樹状突起（ｄｅｎｄｒｉｔｅｓ）｝の明視野顕微鏡画像（ｂｒｉｇｈｔｆｉｅｌｄ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ ｉｍａｇｅ）である。図４３Ｄは、サンプル走査２焦点双ビーム顕微鏡を使った測定された位置の関数としてのヘテロダイン信号振幅の表現である。 FIG. 43C is a brightfield microscopic image of two nerve fibers {axons or dendrites} from rat hippocampal culture. FIG. 43D is a representation of the heterodyne signal amplitude as a function of measured position using a sample scanning bifocal bibeam microscope.
図４３Ｅは図４３Ｄで見られたと同じサンプルの反射位相画像である。 FIG. 43E is a reflection phase image of the same sample seen in FIG. 43D.
図４４は、本発明の好ましい実施例の、活動電位中に神経内で観察される変位効果の形状を調査するために適用される双ビームプローブの略図による図解２４００である。該プローブの角度を変えることにより、種々の方向での変位が測定され得る。 FIG. 44 is a schematic illustration 2400 of a dual beam probe applied to investigate the shape of the displacement effect observed in a nerve during an action potential in a preferred embodiment of the present invention. By changing the angle of the probe, displacement in various directions can be measured.
図４５は、本発明の好ましい実施例のプローブか又はサンプルか何れかを走査することによる画像形成用に使われ得る双ビームプローブシステムを図解する。該プローブの走査はサンプル移動によるアーテイフアクトの導入を避けるために好ましい。該プローブはその軽い重量（約２−３グラム）のために非常に速く（約１ｋＨｚ）走査され得る。その基準面が該プローブに一体なので、（輝度及び位相の両者の）３次元共焦点画像形成（ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｃｏｎｆｏｃａｌ ｉｍａｇｉｎｇ）が可能である。図解された双ビームプローブシステムは透過又は反射を測定出来る。好ましい実施例は、対物レンズからサンプルまでの距離が高度に安定な走査双ビームプローブ顕微鏡を有する。 FIG. 45 illustrates a dual beam probe system that can be used for imaging by scanning either the probe or the sample of the preferred embodiment of the present invention. Scanning the probe is preferred to avoid introducing artifacts due to sample movement. The probe can be scanned very fast (about 1 kHz) due to its light weight (about 2-3 grams). Since the reference plane is integral with the probe, three-dimensional confocal imaging (both luminance and phase) is possible. The illustrated dual beam probe system can measure transmission or reflection. The preferred embodiment has a scanning dual beam probe microscope in which the distance from the objective lens to the sample is highly stable.
図４６Ａ−４６Ｃは、本発明の好ましい実施例による２焦点双ビーム顕微鏡を使って反射防止コートされたガラスカバースリップ上に置かれた乾燥した人の頬の上皮細胞の輝度画像、後方散乱光の測定された位相画像及び明視野画像をそれぞれ図解する。該画像はモーター付き並進器で顕微鏡ステージを走査することにより発生される。図４６Ａと４６Ｂの画像（視野は水平方向１３０μｍ×垂直方向１１０μｍ、走査は１００×１００画素である）はヘテロダイン信号の振幅及び位相をそれぞれ表示する。図４６Ｃは同じ頬細胞の明視野画像（視野は約６０μｍ×４０μｍ）である。該位相画像は１より小さい波のコントラストを表示する。これはガラス基盤との接触のために殆ど平坦な該細胞の下面のトポグラフイー（ｔｏｐｏｇｒａｐｈｙ）を反映する。 46A-46C are luminance images of dried human cheek epithelial cells placed on an anti-reflective coated glass coverslip using a bifocal bi-beam microscope according to a preferred embodiment of the present invention, backscattered light. Each of the measured phase image and bright field image is illustrated. The image is generated by scanning the microscope stage with a motorized translator. The images of FIGS. 46A and 46B (the field of view is horizontal 130 μm × vertical 110 μm and the scan is 100 × 100 pixels) display the amplitude and phase of the heterodyne signal, respectively. FIG. 46C is a bright-field image of the same cheek cell (field of view is approximately 60 μm × 40 μm). The phase image displays a wave contrast of less than one. This reflects the topography of the lower surface of the cell, which is almost flat for contact with the glass substrate.
図４６Ｄ−４６Ｇは図４３で図解された双ビーム顕微鏡の粗面計測能力（ｐｒｏｆｉｌｏｍｅｔｒｙ）を図解し、２５ｍｍの焦点長さ平面−凸面レンズの凹側がカバースリップ上に置かれ、該カバースリップの頂部は図４６Ｅで示す様に１．５μｍ波長で反射防止コートされている。図４６Ｄは該レンズの中央部分の輝度画像を図解する。図４６Ｆは反射光の位相マップである。図４６Ｇは位相画像の断面を図解し、位相はラップされず、方形の嵌合を有する（ｗｉｔｈ ｑｕａｄｒａｔｉｃ ｆｉｔ）。第２次の項の係数は１１．７ｍｍの曲率の半径と対応し、レンズ面の既知の曲率と一貫性がある。輝度及び位相画像内で外にある点（ｏｕｔｌｙｉｎｇ ｐｏｉｎｔｓ）はダスト粒子又はレンズ上のピット（ｐｉｔｓ）のためである。 46D-46G illustrate the rough surface profilometry of the dual beam microscope illustrated in FIG. 43, with the concave side of a 25 mm focal length plane-convex lens placed on the coverslip, the top of the coverslip As shown in FIG. 46E, it is anti-reflection coated at a wavelength of 1.5 μm. FIG. 46D illustrates a luminance image of the central portion of the lens. FIG. 46F is a phase map of reflected light. FIG. 46G illustrates a cross-section of the phase image, where the phase is not wrapped and has a square fit (with quadratic fit). The second-order term coefficient corresponds to a radius of curvature of 11.7 mm and is consistent with the known curvature of the lens surface. Outlying points in the luminance and phase images are due to dust particles or pits on the lens.
図４７Ａ−４７Ｅは、本発明の好ましい実施例による、干渉記録（ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｇｒａｍ）の略図的線図と、位相の段階的処理（ｐｈａｓｅ ｓｔｅｐｐｉｎｇ）（図４７Ｂ−４７Ｃ）及びバケット積分（ｂｕｃｋｅｔ ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ）（図４７Ｄ−４７Ｅ）の様なフレームを集める種々の方法と、を含む位相シフト干渉計検査の原理を図解する。該方法は位相を変調する過程と、３つのフレームの最小値を記録する過程（ｒｅｃｏｒｄｉｎｇ ａ ｍｉｎｉｍｕｍ ｏｆ ｔｈｒｅｅ ｆｒａｍｅｓ）とそして光学的位相変位を計算する過程とを有する。 47A-47E are schematic diagrams of interferograms, phase stepping (FIGS. 47B-47C) and bucket integration (FIG. 47) according to a preferred embodiment of the present invention. Illustrates the principles of phase shift interferometer inspection, including various methods of collecting frames such as 47D-47E). The method includes the steps of modulating the phase, recording a minimum of three frames, and calculating the optical phase displacement.
図４８Ａ−４８Ｃは本発明の好ましい実施例によるストロボスコープ的ヘテロダイン干渉計検査システムの原理を図解する。このシステムは、バケットスイッチングが、非常にゆっくりした位相ノイズを与えるよう相関を付けられたノイズ基準のヘテロダイン信号を参照することを除けば、バケット積分と同様な連続位相ランピング（ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ ｐｈａｓｅ ｒａｍｐｉｎｇ）に帰着する音響−光学的変調を有する。対照的に、ストロボスコープ的ヘテロダイン干渉計は機械的ミラー変位による停止が無いので連続的測定を提供する。 48A-48C illustrate the principle of a stroboscopic heterodyne interferometer inspection system according to a preferred embodiment of the present invention. This system results in continuous phase ramping similar to bucket integration, except that bucket switching refers to a noise-based heterodyne signal that is correlated to give very slow phase noise. With acousto-optic modulation. In contrast, stroboscopic heterodyne interferometers provide continuous measurement because there is no stop due to mechanical mirror displacement.
図４９は本発明の好ましい実施例によるストロボスコープ的双ビームヘテロダイン干渉計２５７０の略図を図解する。双ビーム干渉計からの光はコリーメートされ、電気−光学的偏波変調器（ｅｌｅｃｔｒｏ−ｏｐｔｉｃ ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ ｍｏｄｕｌａｔｏｒ）２５９４に入る。光はビームスプリッター２５８２から反射し、望遠鏡構成の２つのレンズ２５８０，２５７６（ｆ１とｆ０、すなわち対物レンズと）を通過し、そしてコリメートされたビームとしてサンプルを照明する。サンプル、例えば、細胞２５７３から及びカバースリップの後面から、後方反射された光は該対物レンズ及びｆ１によりＣＣＤ２５８６上に集められる。該レンズｆ１は該ＣＣＤから１焦点長さ離れるようそしてそのフーリエ面（ＦＰ）２５７８から１焦点長さ離れるよう整合される。該対物レンズｆ０２５７６は同様に該フーリエ面から１焦点長さそして該サンプルから１焦点長さにある。該ＣＣＤの前の偏光子２５８４と組み合わされた電気−光学的偏波変調器は高速光学的スイッチとして作用する。該電気−光学的偏波変調器は、該双ビーム干渉計に於ける様に、基準ギャップからのヘテロダイン信号である、基準信号の或る位相によりゲートされる。好ましい実施例では８２０ｎｍＳＬＤが使われる。サンプル２５７３上の該光はコリメートされており、かくしてどんな焦点問題も排除する。 FIG. 49 illustrates a schematic diagram of a stroboscopic dual beam heterodyne interferometer 2570 according to a preferred embodiment of the present invention. The light from the dual beam interferometer is collimated and enters an electro-optical polarization modulator 2594. The light reflects from beam splitter 2582, passes through two lenses 2580, 2576 (f 1 and f 0 , the objective lens) in a telescopic configuration, and illuminates the sample as a collimated beam. Back-reflected light from the sample, eg, cells 2573 and from the back surface of the coverslip, is collected on the CCD 2586 by the objective lens and f 1 . The lens f 1 is aligned one focal length away from the CCD and one focal length away from its Fourier plane (FP) 2578. The objective f 0 2576 is also one focal length from the Fourier plane and one focal length from the sample. The electro-optical polarization modulator combined with the polarizer 2584 in front of the CCD acts as a high speed optical switch. The electro-optic polarization modulator is gated by a phase of the reference signal, which is a heterodyne signal from the reference gap, as in the dual beam interferometer. In the preferred embodiment, an 820 nm SLD is used. The light on sample 2573 is collimated, thus eliminating any focus problems.
図４９Ｂと４９Ｃは本発明の好ましい実施例により、静止ガラス面上に焦点合わせされた図４３で図解した双ビームプローブについて位相ノイズを示すデータを図解する。 49B and 49C illustrate phase noise data for the dual beam probe illustrated in FIG. 43 focused on a stationary glass surface, according to a preferred embodiment of the present invention.
図２６に関連して示され、説明されたシステムは、典型的例で約１００μｍだけ軸方向に分離された反射面とサンプル上に光を焦点合わせするよう試みる挑戦を提示する。開口数＞０．１の場合、これは場の深さより遙かに大きい。この課題に取り組むために２焦点光学システムか又はプローブ設計か何れかを変えることは可能であるが、しかしながら、該２焦点光学システムは高い開口数対物レンズに於いてはより悪い低収集効率を有するのが典型的であり、該レンズの軸から離れた部分（ｏｆｆ ａｘｉｓ ｐｏｒｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｌｅｎｓ）からの回折はフリンジング効果（ｆｒｉｎｇｉｎｇ ｅｆｆｅｃｔｓ）を創り得る。プローブ設計は、基準面がサンプルから分離され、開口数が該ＧＲＩＮレンズで０．５に限定される事実により制限される。 The system shown and described in connection with FIG. 26 presents the challenge of attempting to focus light onto a sample with a reflective surface axially separated by about 100 μm in a typical example. For numerical apertures> 0.1 this is much larger than the depth of the field. It is possible to change either the bifocal optical system or the probe design to address this challenge, however, the bifocal optical system has a worse low collection efficiency at high numerical aperture objectives. Diffraction from the lens axis of the lens can create fringing effects. The probe design is limited by the fact that the reference plane is separated from the sample and the numerical aperture is limited to 0.5 with the GRIN lens.
図５０Ａにはシステム２７００が図解されているが、そこでは２つの通路からの光が、該光がサンプル上に向けられる前に共通路に沿うよう組み合わされる。通路１からの光は面１上に焦点合わせされ、通路２からの光は面２上に焦点合わせされる。この特徴を組み込んだ干渉計は図５０Ｂの双ビームシステム２８００内で示される。該システム２８００は光源２８０１，２つの移動反射器２８０３，２８０５そして両通路からの光をサンプル２８０７の面と基準２８０９の面上に導く、偏波ビームスプリッター２８１１を有する。偏波成分の方向は図５０Ｃで明らかに示される。該干渉計の各アームは１つの面上に導かれる。その結果光はより効率的に使われる。ビームは２焦点レンズからのエッジ効果無しに別々に焦点合わせされる。開口数での結果的トレードオフは無く、該システムは、オプションとしての光源からを除けば、光フアイバー結合用のニーヅ無しで自由空間内で構成され得る。これは光収集効率を改善出来る。 FIG. 50A illustrates a system 2700 in which light from two paths is combined along a common path before the light is directed onto the sample. The light from the passage 1 is focused on the surface 1 and the light from the passage 2 is focused on the surface 2. An interferometer incorporating this feature is shown in the dual beam system 2800 of FIG. 50B. The system 2800 includes a light source 2801, two moving reflectors 2803, 2805 and a polarization beam splitter 2811 that directs light from both paths onto the surface of the sample 2807 and the surface of the reference 2809. The direction of the polarization component is clearly shown in FIG. 50C. Each arm of the interferometer is guided on one plane. As a result, light is used more efficiently. The beams are focused separately without edge effects from the bifocal lens. There is no consequent trade-off in numerical aperture, and the system can be configured in free space without the need for optical fiber coupling except for an optional light source. This can improve the light collection efficiency.
空間的光変調を使う定量的位相顕微鏡検査（Ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ Ｐｈａｓｅ Ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ Ｕｓｉｎｇ Ｓｐａｔｉａｌ Ｌｉｇｈｔ Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ）
もう１つの側面では、本発明は、位相差顕微鏡検査と位相シフト干渉計検査を組み合わせた顕微鏡検査のシステムと方法を提供する。本発明のシステムと方法は透過構造と反射構造とに適用出来る。種々の実施例では、該方法とシステムは種々の空間周波数の波用に共通光路を使用し、サンプル上の同じ点で発する種々の空間周波数の波の間の位相をシフトする。
Quantitative Phase Microscopy Using Spatial Light Modulation
In another aspect, the present invention provides a microscopy system and method that combines phase contrast microscopy and phase shift interferometry. The system and method of the present invention can be applied to transmissive and reflective structures. In various embodiments, the method and system use a common optical path for various spatial frequency waves and shift the phase between the various spatial frequency waves originating at the same point on the sample.
光学的場の位相は多くの応用で必要な波長以下の精度を提供するために多年使われて来た。例えば、本来弱い散乱体（ｓｃａｔｔｅｒｅｒｓ）である生物学的システムは位相差顕微鏡の原理を使って可視化された。干渉計検査は該位相情報にアクセスする１つの方法であり、従って、種々の干渉計検査技術が標本に付随する位相を検索する目的で過去多年に亘り開発されて来た。位相差顕微鏡検査及びノマルスキー顕微鏡検査（ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｎｄ Ｎｏｍａｒｓｋｉ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ）の様な技術は、非常に有用でポピュラーな方法であるが、光学的位相を単に造影剤（ｃｏｎｔｒａｓｔ ａｇｅｎｔ）として使うだけで、その大きさについての定量的情報を提供しない。 Optical field phase has been used for many years to provide sub-wavelength accuracy required for many applications. For example, biological systems that are inherently weak scatterers have been visualized using the principle of phase contrast microscopy. Interferometer inspection is one way to access the phase information, and thus various interferometer inspection techniques have been developed over the past years for the purpose of retrieving the phase associated with a specimen. Techniques such as phase contrast and nomarski microscopy are very useful and popular methods, but the optical phase is simply used as a contrast agent and its magnitude is large. Does not provide quantitative information about
他方、位相シフト技術は定量的仕方で位相情報を決定出来て、種々の干渉計的スキームが過去数十年に亘り提案されて来た。偏光光学に基づく差動位相コントラスト技術は普通の光学的コヒーレンストモグラフイー（ｃｏｍｍｏｎ ｏｐｔｉｃａｌ ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）にインターフエースして来た。位相シフト干渉計検査の特別な場合としての、バケット積分技術は又２次元位相画像形成用に使われて来た。しかしながら、大抵のこれらの干渉計はそれらを非相関性環境ノイズ（ｕｎｃｏｒｒｅｌａｔｅｄ ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔａｌ ｎｏｉｓｅ）に感受性にする２つの物理的に分離したビームを創る必要がる。この問題は屡々該ノイズを能動的に打ち消す特定の対策を要する。この目的でフエーズロックループ（ｐｈａｓｅ ｌｏｃｋ ｌｏｏｐｓ）が使われて来た。必要なものは干渉計の信号から非相関性ノイズを減じるか又は除去する顕微鏡システムと方法である。 On the other hand, phase shift techniques can determine phase information in a quantitative manner and various interferometric schemes have been proposed over the past several decades. Differential phase contrast technology based on polarization optics has been interfaced to common optical coherence tomography. As a special case of phase shift interferometer inspection, the bucket integration technique has also been used for two-dimensional phase imaging. However, most of these interferometers need to create two physically separate beams that make them sensitive to uncorrelated environmental noise. This problem often requires specific measures to actively cancel the noise. For this purpose, phase lock loops have been used. What is needed is a microscope system and method that reduces or eliminates uncorrelated noise from the interferometer signal.
本発明のシステムと方法は、共通光路を使ってサンプルから発する光の種々の空間周波数を干渉させる。種々の実施例では、本発明は、非相関性環境位相ノイズ（ｕｎｃｏｒｒｅｌａｔｅｄ ｅｎｖｉｒｏｎｍｅｎｔａｌ ｐｈａｓｅ ｎｏｉｓｅ）から実質的に自由なサンプルの位相画像を提供するシステムと方法を提供する。加えて、好ましい実施例では、本発明の方法は低コヒーレンス照明源が使われた時例え位相特異性（ｐｈａｓｅ ｓｉｇｕｌａｒｉｔｉｅｓ）の存在下でも位相画像を得ることが出来る。 The system and method of the present invention uses a common optical path to interfere with various spatial frequencies of light emanating from a sample. In various embodiments, the present invention provides a system and method for providing a phase image of a sample that is substantially free from uncorrelated environmental phase noise. In addition, in a preferred embodiment, the method of the present invention can obtain phase images even in the presence of phase specificity when a low coherence illumination source is used.
種々の好ましい実施例で、本発明は環境位相ノイズに感応性でなく、任意の露出時間に亘り高度に精密で安定な位相情報を提供出来る機器を提供する。種々の実施例では、本発明は画像の干渉パターンとしての記述に基づく。この様な記述の１例はアッベの画像形成理論（Ａｂｂｅ’ｓ ｉｍａｇｉｎｇ ｔｈｅｏｒｙ）である。画像面内の各点は光軸に対して種々の角度で伝播する波の重畳（ｓｕｐｅｒｐｏｓｉｔｉｏｎ）（干渉）と考えられる。もし我々がサンプルからの０次の散乱を、干渉計の基準として、考えるなら、その画像は該０次の場と光軸を離れるよう進む場との間の干渉として見られる。 In various preferred embodiments, the present invention provides an instrument that is not sensitive to environmental phase noise and can provide highly accurate and stable phase information over any exposure time. In various embodiments, the present invention is based on a description of an image as an interference pattern. One example of such a description is Abbe's imaging theory. Each point in the image plane can be considered as superposition (interference) of waves propagating at various angles with respect to the optical axis. If we consider zeroth order scattering from the sample as a reference for the interferometer, the image can be seen as interference between the zeroth order field and the field traveling away from the optical axis.
図５１Ａ−５１Ｄは画像のこの様な記述の種々の特徴の略図表現である。図５１Ａは高い空間周波成分１１０４と０次成分１１０６とにより創られる干渉パターン１１０２の略図表現１１００である。図５１Ｂは低周波成分１１１４と０次成分１１０６とにより創られる干渉パターン１１１２の略図表現１１１０である。図５１Ｃは画像面１１２６に於けるより広い空間周波ビーム１１２４の重畳により創られる回折スポット１１２２の略図表現１１２０である。図５１Ｄは画像面１１２６に於けるより狭い空間的スペクトラム１１３４により発生されるより広い回折スポット１１３２の略図表現１１３０である。加えて、例えば、該０次及びより高次の成分はＤＣ成分及びＡＣ成分として考えられ得る。 51A-51D are schematic representations of various features of such a description of an image. FIG. 51A is a schematic representation 1100 of an interference pattern 1102 created by a high spatial frequency component 1104 and a zeroth-order component 1106. FIG. 51B is a schematic representation 1110 of the interference pattern 1112 created by the low frequency component 1114 and the zeroth order component 1106. FIG. 51C is a schematic representation 1120 of a diffractive spot 1122 created by the superposition of a wider spatial frequency beam 1124 at the image plane 1126. FIG. 51D is a schematic representation 1130 of a wider diffraction spot 1132 generated by a narrower spatial spectrum 1134 at the image plane 1126. In addition, for example, the zeroth and higher order components can be considered as DC and AC components.
画像形成面内の電子的場の振幅と画像面内の輝度は下記の様に表され得て、 The amplitude of the electronic field in the image forming plane and the luminance in the image plane can be expressed as follows:
ここでＥｉｍａｇｅは該画像形成面上の点での該光の電場の振幅を表し、ψは該光の位相を表し、そしてＩｉｍａｇｅは該画像形成面上の点での該光の輝度を表し、そしてここで添え字０と１は、それぞれ、例えば、式５０−５６の０次成分及びより高次の成分を表し、単位振幅（ｕｎｉｔａｒｙ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ）が考えられている。式５１は、該サンプルを跨ぐπに比較して小さい位相の変動、Δψ＝ψ１−ψ０、については画像面内の輝度はゆっくり変わり、それは該画像がコントラストに欠けると言うことに等価である、ことを図解する。しかしながら、該０次の位相ψ０をπ／２だけシフトすることにより、画像輝度分布は下記で表され得る。 Where E image represents the amplitude of the electric field of the light at a point on the imaging surface, ψ represents the phase of the light, and I image represents the brightness of the light at the point on the imaging surface. And subscripts 0 and 1 represent, for example, the 0th order component and higher order components of Equations 50-56, respectively, and unit amplitudes are considered. Equation 51 is equivalent to saying that the brightness in the image plane changes slowly for a small phase variation, Δψ = ψ 1 -ψ 0 , compared to π across the sample, and that the image lacks contrast. Illustrates that there is. However, by shifting the 0th-order phase ψ0 by π / 2, the image luminance distribution can be expressed as:
式５２は、今度は該画像面内の輝度は値Δψ＝０付近では非常に敏感であり、それは、例え純粋に位相対象についても、その画像が可成りのコントラストを表すと言うことと等価なことを図解する。 Equation 52 is now very sensitive to the brightness in the image plane near the value Δψ = 0, which is equivalent to saying that the image represents a significant contrast even for a purely phase object. Illustrate that.
輝度コントラストを改良することに加えて、０次光成分の位相をシフトすることは又対象の位相分布について定量的情報を提供し得る。例えば、制御可能に変更可能な量δだけ該ゼロ周波数成分の位相をシフトすることを考える。該画像面内の何等かの点（ｘ、ｙ）での合計電場Ｅ（ｘ、ｙ）ｉｍａｇｅと輝度Ｉｉｍａｇｅ（ｘ、ｙ；δ）は、該０次場が該画像面上で一定であることを考えて、下記で表され得るが、 In addition to improving luminance contrast, shifting the phase of the zero order light component may also provide quantitative information about the phase distribution of interest. For example, consider shifting the phase of the zero frequency component by a controllably variable amount δ. The total electric field E (x, y) image and luminance I image (x, y; δ) at any point (x, y) in the image plane is such that the zero-order field is constant on the image plane. Given that, it can be represented below,
ここでＩ０は該低周波成分に付随する輝度、Ｉ１は該高周波成分に付随する輝度である。 Here, I 0 is the luminance associated with the low frequency component, and I 1 is the luminance associated with the high frequency component.
ここで、我々はサンプルから来る光の次数（ｏｒｄｅｒ）を一般的に引用する。しかしながら、ＳＬＭが使われる時、実際は、サンプルから来る光の０次成分の位相のみを制御可能にシフトすることは非常に難しい。従って、好ましい実施例では、我々は、全て０次光を含む低周波空間成分の位相をシフトする。従って、本発明のシステムと方法は、０次成分のみの位相をシフトすることにより実施されること、そして他の次数の位相は要しないことは理解されるべきである。 Here we generally quote the order of light coming from the sample. However, when an SLM is used, it is actually very difficult to controllably shift only the phase of the zeroth order component of the light coming from the sample. Thus, in the preferred embodiment, we shift the phase of the low frequency spatial component, which includes all zeroth order light. Thus, it should be understood that the system and method of the present invention is implemented by shifting the phase of only the zeroth order component and that no other order of phase is required.
δを変えることにより、Δψ（ｘ、ｙ）＝ψ１（ｘ、ｙ）−ψ０を得ることが出来て、その表現は下記である。 By changing δ, Δψ (x, y) = ψ 1 (x, y) −ψ 0 can be obtained, and its expression is as follows.
サンプルψに付随する位相は、例えば、合計電場Ｅ（ｘ、ｙ）の位相表現を使い、式５３と５４を使って得られる。対象に付随する位相は下記で表され得る。 The phase associated with the sample ψ is obtained using equations 53 and 54, for example, using the phase representation of the total electric field E (x, y). The phase associated with the object can be represented as follows:
式５６で、β＝Ｉ１／Ｉ０であり、それはそれぞれ高及び低空間周波成分に付随する輝度間の比を表す。βの値は、例えば、δの４つの値でのＩｉｍａｇｅ（ｘ、ｙ；δ）から得られる。 In Equation 56, β = I 1 / I 0 , which represents the ratio between the luminance associated with the high and low spatial frequency components, respectively. The value of β is obtained from I image (x, y; δ) at four values of δ, for example.
種々の実施例では、本発明のシステムと方法は該顕微鏡検査システム用の透過構造に基づく。図５２は透過構造に基づく本発明による顕微鏡検査システム１２００の１実施例を略図により図解する。図５２を参照すると、１対のレンズ、対物レンズ１２０４とチューブレンズ１２０６が透過構造で画像面Ｐ２１２１２にサンプル１２１０の画像を形成する。該レンズＬ３１２１４は該画像のフーリエ変換を空間的光変調器（ＳＬＭ）１２１６上に形成するため使われる。該ＳＬＭ１２１６上の中央領域１２１７は、該ＳＬＭの残りに比して、制御可能な位相シフトδを入射ビーム１２２０の中央ゾーン１２１８に適用し、該全入射ビーム１２２０を反射する。該入射ビーム１２２０の該中央ゾーンは、該ビームの内方の境界１２２２により描かれた、低空間周波波（ｌｏｗ ｓｐａｔｉａｌ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｗａｖｅｓ）に対応する。外方境界は高周波数ビーム成分の通路１２２４を図解し、該低周波数及び高周波数の両ビーム成分の発散（ｄｉｖｅｒｇｅｎｃｅ）は可視化目的で誇張されている。レンズＬ３１２１４は又４ｆシステムの第２レンズとして役立ち、例えば、ビームスプリッターＢＳ１２３２を使って、例えば、電荷結合デバイス（ＣＣＤ）の様な、検出器１２３０上に最終画像を創る。 In various embodiments, the systems and methods of the present invention are based on transmission structures for the microscopy system. FIG. 52 schematically illustrates one embodiment of a microscopy system 1200 according to the present invention based on a transmission structure. Referring to FIG. 52, a pair of lenses, an objective lens 1204 and a tube lens 1206, form an image of the sample 1210 on the image plane P 2 1212 with a transmission structure. The lens L 3 1214 is used to form a Fourier transform of the image on a spatial light modulator (SLM) 1216. A central region 1217 on the SLM 1216 applies a controllable phase shift δ to the central zone 1218 of the incident beam 1220 relative to the rest of the SLM and reflects the total incident beam 1220. The central zone of the incident beam 1220 corresponds to the low spatial frequency waves depicted by the inner boundary 1222 of the beam. The outer boundary illustrates the high frequency beam component path 1224, and the divergence of both the low and high frequency beam components is exaggerated for visualization purposes. Lens L 3 1214 also serves as the second lens of the 4f system and uses a beam splitter BS 1232 to create a final image on a detector 1230, such as, for example, a charge coupled device (CCD).
幅広い種類のデバイスが該ＳＬＭを制御するため使われ得て、サンプルの画像を取得する。例えば、種々の実施例では、コンピュータ１２５０は該ＳＬＭ１２１６の変調を制御し、δをπ／２だけインクレメントし、又好ましくは該検出器１２３０の画像取得を同期させるのがよい。式５５の演算は実時間で行われ得て、かくして表示される位相画像の速度は好ましい実施例では該検出器１２３０の取得時間と該ＳＬＭ１２１６のレフレッシュ速度に依ってのみ限定される。 A wide variety of devices can be used to control the SLM to obtain sample images. For example, in various embodiments, the computer 1250 may control the modulation of the SLM 1216, increment δ by π / 2, and preferably synchronize the image acquisition of the detector 1230. The computation of Equation 55 can be performed in real time, and thus the speed of the displayed phase image is limited only by the acquisition time of the detector 1230 and the refresh speed of the SLM 1216 in the preferred embodiment.
広い種類の照明モードと照明源とが本発明の透過構造用の照明１２６０を提供するため使われ得る。該照明は明るいか又は暗いか何れかの場のモードで行われ得る。加えて、使われる光源のコヒーレンス特性に関し特定の要求は無い。本発明のシステムと方法はレーザー光、部分的にコヒーレントな放射、又は例えば、放電ランプからの様な、“白色（ｗｈｉｔｅ）”光を使うことが出来る。該照明源は、しかしながら、良い空間的コヒーレンスを有すべきである。 A wide variety of illumination modes and illumination sources can be used to provide illumination 1260 for the transmissive structure of the present invention. The illumination can be done in either field mode, bright or dark. In addition, there are no specific requirements regarding the coherence characteristics of the light source used. The system and method of the present invention can use laser light, partially coherent radiation, or “white” light, such as from a discharge lamp. The illumination source should however have good spatial coherence.
図５２で図解する様に、干渉する低周波及び高周波の場は同じビームの成分であり、かくして共通の光路を共有する。該低周波及び高周波成分はかくして位相ノイズにより同様な仕方で影響されそして本発明のシステムの種々の実施例は光学的にノイズフリーの定量的位相顕微鏡と考えることが出来る。例えば、種々の実施例では、取得の任意の時間規模に亘りλ／１、０００の位相感度が可能である。 As illustrated in FIG. 52, the interfering low and high frequency fields are components of the same beam and thus share a common optical path. The low and high frequency components are thus affected in a similar manner by phase noise, and the various embodiments of the system of the present invention can be considered optically noise-free quantitative phase microscopes. For example, in various embodiments, a phase sensitivity of λ / 1,000 is possible over any time scale of acquisition.
種々の実施例では、本発明のシステムと方法は顕微鏡検査システム用の反射構造に基づく。透過及び反射構造の間の差は照明構造にある。透過構造は反射構造に変換され得る。 In various embodiments, the systems and methods of the present invention are based on reflective structures for microscopy systems. The difference between the transmissive and reflective structures is in the illumination structure. The transmissive structure can be converted to a reflective structure.
図５３は反射構造に基づく本発明の顕微鏡検査システム１３００の１実施例を略図により図解する。該低周波及び高周波成分の通路の外方境界は明確なので図５３では図解されてない。加えて、図５３での光ビームの発散は可視化目的で誇張されている。種々の実施例では、ビームスプリッターＢＳ１１３０１は第２照明源１３０２が該システム内に結合されることを可能にし、照明１３０３を提供する。１実施例では、該第２照明源はスーパールミネッセントダイオード（ＳＬＤ）を有する。例えば、ＳＬＤの様な低コヒーレンス源がその光路内の種々のインターフエースでの反射による干渉を避けることが望ましい。 FIG. 53 schematically illustrates one embodiment of a microscopy system 1300 of the present invention based on a reflective structure. Since the outer boundaries of the low frequency and high frequency component paths are clear, they are not illustrated in FIG. In addition, the divergence of the light beam in FIG. 53 is exaggerated for the purpose of visualization. In various embodiments, the beam splitter BS 1 1301 allows a second illumination source 1302 to be coupled into the system and provides illumination 1303. In one embodiment, the second illumination source comprises a super luminescent diode (SLD). For example, it is desirable for a low coherence source such as an SLD to avoid interference due to reflections at various interfaces in the optical path.
図５３を参照すると、１対のレンズ、対物レンズ１３０４とチューブレンズ１３０６がサンプル１３１０を画像面Ｐ２１３１２上へ画像形成する。該レンズＬ３１３１４は空間光変調器（ＳＬＭ）１３１６上へのその画像のフーリエ変換を形成するため使われ得る。
該ＳＬＭ１３１６上の中央領域１３１７は、該ＳＬＭの残りに比して、制御可能な位相シフトδを入射ビーム１３２０の中央ゾーン１３１８へ適用し、該全入射ビーム１３２０を反射する。該入射ビーム１３２０の該中央ゾーン１３１８は低空間周波の波に対応する。又該レンズＬ３１３１４は４−ｆシステムの第２レンズとして役立ち、ビームスプリッターＢＳ１３３２を使って、例えば、ＣＣＤの様な検出器１３３０上に最終画像を創る。
Referring to FIG. 53, a pair of lenses, objective lens 1304 and tube lens 1306 image the sample 1310 onto the image plane P 2 1312. The lens L 3 1314 can be used to form a Fourier transform of the image onto a spatial light modulator (SLM) 1316.
A central region 1317 on the SLM 1316 applies a controllable phase shift δ to the central zone 1318 of the incident beam 1320 relative to the rest of the SLM and reflects the total incident beam 1320. The central zone 1318 of the incident beam 1320 corresponds to low spatial frequency waves. The lens L 3 1314 also serves as the second lens of the 4-f system and uses a beam splitter BS 1332 to create a final image on a detector 1330 such as a CCD.
広い種類のデバイスが該ＳＬＭを制御し、サンプルの画像を取得するため使われ得る。例えば、種々の実施例では、コンピュータ１３５０はδをπ／２だけインクレメントして該ＳＬＭ１３１６の変調を制御し、又好ましくは検出器１３３０の画像取得を同期させるのがよい。式５５の演算は実時間で行われ、かくして好ましい実施例での表示される位相画像の速度は検出器１３３０の取得時間と該ＳＬＭ１３１６のレフレッシュ速度（ｒｅｆｒｅｓｈｉｎｇ ｒａｔｅ）によってのみ制限される。 A wide variety of devices can be used to control the SLM and acquire sample images. For example, in various embodiments, the computer 1350 may increment δ by π / 2 to control the modulation of the SLM 1316 and preferably synchronize the image acquisition of the detector 1330. The operation of Equation 55 is performed in real time, and thus the speed of the displayed phase image in the preferred embodiment is limited only by the acquisition time of the detector 1330 and the refreshing rate of the SLM 1316.
本発明の好ましい実施例の反射構造も又、例えば透過構造で使われる様な照明１３６０を有することが出来る。好適な透過照明モードは明るい場と暗い場のモードを含むが、それに限定されない。本発明の透過構造に於ける様に、使われる照明源のコヒーレンス特性への特定の要求は無い。本発明のシステムと方法はレーザー光、部分的にコヒーレントな放射、又は例えば放電ランプ（ｄｉｓｃｈａｒｇｅ ｌａｍｐ）からの様な、“白色（ｗｈｉｔｅ）”光を使うことが出来る。しかしながら、該照明ソースは良い空間コヒーレンスを有すべきである。 The reflective structure of the preferred embodiment of the present invention can also have illumination 1360, such as used in a transmissive structure. Suitable transmitted illumination modes include, but are not limited to, bright field and dark field modes. There is no specific requirement on the coherence characteristics of the illumination source used, as in the transmission structure of the present invention. The systems and methods of the present invention can use laser light, partially coherent radiation, or “white” light, such as from a discharge lamp. However, the illumination source should have good spatial coherence.
本発明の反射構造では、干渉する低周波及び高周波場も又同じビームの成分であり、かくして共通の光路を共有する。該低周波及び高周波成分はかくして位相ノイズにより同様な仕方で影響され、本発明のシステムの種々の実施例は光学的にノイズフリーの定量的位相顕微鏡（ｏｐｔｉｃａｌｌｙ ｎｏｉｓｅ−ｆｒｅｅ ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｐｈａｓｅ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）と考えることが出来る。例えば、種々の実施例では、λ／１、０００の位相感度が取得する任意の時間規模に亘り可能である。 In the reflective structure of the present invention, the interfering low and high frequency fields are also components of the same beam and thus share a common optical path. The low-frequency and high-frequency components are thus affected in a similar manner by phase noise, and various embodiments of the system of the present invention are considered optically noise-free quantitative phase microscopes (optically noise-free quantitative phase microscopes). I can do it. For example, in various embodiments, λ / 1,000 phase sensitivity is possible over any time scale acquired.
種々の実施例では、本発明は画像形成モジュールと位相画像形成モジュールを有する空間的光変調を利用する位相差顕微鏡検査システムを提供する。該画像形成及び位相画像形成モジュールは、例えば、独立に作られ得て、現在の光学顕微鏡内でのそれらの使用を実現する。 In various embodiments, the present invention provides a phase contrast microscopy system that utilizes spatial light modulation having an imaging module and a phase imaging module. The imaging and phase imaging modules can be made independently, for example, to realize their use in current optical microscopes.
集めて図５４と呼ばれる、図５４Ａ及び５４Ｂは本発明を光学的顕微鏡と集積化する１実施例１４００を略図により図解する。低周波及び高周波成分の通路の外方境界は明らかなので図５４内では図解されない。加えて、図５４での光学ビームの発散は可視化の目的で誇張されている。位相画像形成ヘッド１４５０は、例えば、顕微鏡のビデオ出力を使って、光学的顕微鏡１４１０とインタフエースされることが可能である。該光学顕微鏡１４１０はレンズＬ１１４１２とＬ２１４１４の対及びミラー１４１６を有し、それらはサンプル１４２０からの光を顕微鏡のビデオ出力へ操向することが出来る。典型的に、その光の１部分はビームスプリッター１４２４により接眼レンズ１４２６へ向けられ、該レンズは人の目１４３０による視認用に光を焦点合わせする。 54A and 54B, collectively referred to as FIG. 54, schematically illustrate one embodiment 1400 of integrating the present invention with an optical microscope. The outer boundaries of the low frequency and high frequency component paths are obvious and are not illustrated in FIG. In addition, the divergence of the optical beam in FIG. 54 is exaggerated for visualization purposes. The phase imaging head 1450 can be interfaced with the optical microscope 1410 using, for example, the video output of the microscope. The optical microscope 1410 has a pair of lenses L 1 1412 and L 2 1414 and a mirror 1416 that can steer light from the sample 1420 to the video output of the microscope. Typically, a portion of the light is directed by the beam splitter 1424 to the eyepiece 1426, which focuses the light for viewing by the human eye 1430.
該位相画像形成ヘッド１４５０は空間光変調器（ＳＬＭ）１４５６上への該画像のフーリエ変換を形成するために使われるレンズＬ３１４５４を有する。該ＳＬＭ１４５６の中央領域は、該ＳＬＭの残りに比して、入射ビーム１４６０の中央ゾーンへ制御可能な位相シフトδを適用することが出来て、そして全入射ビーム１４６０を反射する。該入射ビーム１４６０の該中央ゾーンは低空間周波の波に対応する。又レンズＬ３１４５４は４−ｆシステムの第２レンズとして役立ち、ビームスプリッターＢＳ１４７２を使って、例えばＣＣＤの様な検出器１４７０上に最終画像を創る。 The phase imaging head 1450 has a lens L 3 1454 that is used to form a Fourier transform of the image onto a spatial light modulator (SLM) 1456. The central region of the SLM 1456 can apply a controllable phase shift δ to the central zone of the incident beam 1460 and reflects the entire incident beam 1460 relative to the rest of the SLM. The central zone of the incident beam 1460 corresponds to low spatial frequency waves. Lens L 3 1454 also serves as the second lens of the 4-f system and uses beam splitter BS 1472 to create the final image on a detector 1470 such as a CCD.
該ＳＬＭの制御とサンプルの画像の取得は、例えば、コンピュータ１４８０を使って達成され得るが、該コンピュータはδをπ／２だけインクレメントして該ＳＬＭ１４５６の変調を制御し、又好ましくは該検出器１４７０の画像取得を同期化させるのがよい。該コンピュータは、例えば、位相画像形成ヘッドを備えたスタンドアロンコンピュータ（ｓｔａｎｄ ａｌｏｎｅ ｃｏｍｐｕｔｏｒ）とするか又は該“コンピュータ”は該顕微鏡に付随するコンピュータ上に定在する、本発明のインストラクションを含むことが出来る。式５５の演算は実時間で行われ、かくして表示される位相画像の速度は、好ましい実施例では、該検出器１４７０の取得時間と該ＳＬＭ１４５６のレフレッシュ速度によってのみ制限される。 Control of the SLM and acquisition of sample images can be accomplished using, for example, a computer 1480, which controls δ by π / 2 to control modulation of the SLM 1456, and preferably the detection. The image acquisition of the instrument 1470 may be synchronized. The computer can be, for example, a stand alone computer with a phase imaging head, or the “computer” can include instructions of the present invention residing on the computer associated with the microscope. . The computation of Equation 55 is performed in real time, and the speed of the phase image thus displayed is limited only by the acquisition time of the detector 1470 and the refresh speed of the SLM 1456 in the preferred embodiment.
種々の実施例では、本発明のシステムの横分解能（ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ）は４−ｆシステムの追加により改良される。４−ｆシステムは透過及び反射の両構造で使われ得る。加えて、４−ｆシステムは校正システムを含むシステムで使用出来る。４−ｆシステムは画像上で行われる他のフーリエ演算を利用することを実現する。 In various embodiments, the transversal resolution of the system of the present invention is improved by the addition of a 4-f system. The 4-f system can be used with both transmissive and reflective structures. In addition, the 4-f system can be used in systems that include a calibration system. The 4-f system implements using other Fourier operations performed on the image.
図５５は４−ｆシステムを利用する本発明のシステム１５００と方法の１実施例を略図により図解する。該４−ｆシステムはレンズＬ４１５０４とＬ５１５０６の対を有し、空間フイルター、Ｆ、１５０８を含むことが出来る。該空間フイルター、Ｆ、１５０８は個別空間周波数（ｉｎｄｉｖｉｄｕａｌ ｓｐａｔｉａｌ ｆｒｅｑｕｅｎｃｉｅｓ）の振幅の制御を提供する。本発明のＳＬＭにより提供される位相制御と組み合わせて、この様な振幅制御は、該高周波成分の増強がコントラストを改善出来るので、例えば、細胞内部の小さい細胞器官（ｓｍａｌｌ ｏｒｇａｎｅｌｌｅｓ ｉｎｓｉｄｅ ａ ｃｅｌｌ）を調べることを容易化する。空間フイルターＦは或る空間周波を好ましく減衰させることが出来る他の応用品が予想（ｅｎｖｉｓｉｏｎｅｄ）される。 FIG. 55 schematically illustrates one embodiment of the system 1500 and method of the present invention utilizing a 4-f system. The 4-f system has a pair of lenses L 4 1504 and L 5 1506 and can include a spatial filter, F, 1508. The spatial filter, F, 1508 provides control of the amplitude of individual spatial frequencies. In combination with the phase control provided by the SLM of the present invention, such amplitude control can, for example, examine small organelles inside a cell because enhancement of the high frequency component can improve contrast. To make it easier. The spatial filter F is envisioned for other applications that can preferably attenuate certain spatial frequencies.
４−ｆシステムは本発明の種々の透過構造実施例及び本発明の反射構造実施例の両者に付加されることが出来る。反射源（ｒｅｆｌｅｃｔｉｏｎ ｓｏｕｒｃｅ）（例えば、図５３の第２照明源１３０２の様な）は、提供された本発明の開示を使って当業者により本発明の図５５の実施例に容易に付加され得る。 A 4-f system can be added to both the various transmission structure embodiments of the present invention and the reflection structure embodiment of the present invention. A reflection source (such as the second illumination source 1302 of FIG. 53) can be easily added to the FIG. 55 embodiment of the present invention by those skilled in the art using the provided disclosure of the present invention. .
空間光変調を利用した位相差顕微鏡技術用のシステムと方法は広い種類の応用を有する。これらのシステムと方法は、例えば、μｍ及びｎｍ規模の構造を画像形成するため使われ得る。重要な種類の応用は、細胞間（ｉｎｔｅｒ−ｃｅｌｌｕｌａｒ）及び細胞内（ｉｎｔｒａ−ｃｅｌｌｕｌａｒ）の組織（ｏｒｇａｎｉｚａｔｉｏｎ）、ダイナミックス及び挙動（ｂｅｈａｖｉｏｒ）の調査（ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ）に存在する。低及び高周波の両成分用に共通光路を使うことにより提供される安定性と、透過及び後方散乱モードで測定を行う能力と、は本発明の種々の好ましい実施例を、２，３時間から数日の、延長された時間間隔に亘り、１つの細胞及び細胞の総体（ｅｎｓｅｍｂｌｅｓ）を調べるのに好適にする。かくして、種々の実施例では、本発明の好ましい実施例により提供される位相画像形成は、例えば、有糸***（ｍｉｔｏｓｉｓ）から細胞死（ｃｅｌｌ ｄｅａｔｈ）までの、ライフサイクル中に、活きた細胞の寸法と形状での変換（ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎ）、の様な細胞のゆっくりした動力学的過程（ｓｌｏｗ ｄｙｎａｍｉｃａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ）に関する情報を提供するため使われ得る。 Systems and methods for phase contrast microscopy using spatial light modulation have a wide variety of applications. These systems and methods can be used to image, for example, μm and nm scale structures. An important type of application exists in inter-cellular and intra-cellular organization, dynamics and behavioral investigations. The stability provided by using a common optical path for both low and high frequency components, and the ability to perform measurements in transmission and backscatter modes, vary from a few hours to several preferred embodiments of the invention. Suitable for examining single cells and cell ensembles over extended time intervals of the day. Thus, in various embodiments, the phase imaging provided by the preferred embodiments of the present invention can be used to determine the viability of cells that are active during the life cycle, eg, from mitosis to cell death. It can be used to provide information about slow dynamic processes of cells, such as transformation in size and shape.
種々の好ましい実施例では、本発明の方法とシステムは、分割後の細胞分離の過程（ｐｒｏｃｅｓｓ ｏｆ ｃｅｌｌ ｓｅｐａｒａｔｉｏｎ ａｆｔｅｒ ｄｉｖｉｓｉｏｎ）をナノメーターの精度で調べ、細胞膜（ｃｅｌｌ ｍｅｍｂｒａｎｅ）の寸法、特性又は両者についての情報を提供するため使われる。最近特に注目を受けた現象はプログラム化された細胞死（ｐｒｏｇｒａｍｍｅｄ ｃｅｌｌ ｄｅａｔｈ）−枯死（ａｐｏｐｔｏ
ｓｉｓ）である。枯死が種々の好ましい実施例で実験室内で制御され得ると仮定すると、本発明の方法とシステムはこの過程中の細胞内に誘起される変換を調べるため使われる。種々の好ましい実施例では、本発明の方法とシステムは種々の細胞｛例えば、癌性（ｃａｎｃｅｒｏｕｓ）対正常（ｎｏｒｍａｌ）｝のライフサイクル中の差を調べ、検出するため使われる。
In various preferred embodiments, the method and system of the present invention examines the process of cell separation after division with nanometer accuracy and determines the size, characteristics, or both of the cell membrane. Used to provide information. A phenomenon that has recently received particular attention is programmed cell death-apopto.
sis). Assuming that death can be controlled in the laboratory in various preferred embodiments, the method and system of the present invention can be used to examine the transformations induced in cells during this process. In various preferred embodiments, the methods and systems of the present invention are used to examine and detect differences in the life cycle of various cells {eg, cancerous versus normal}.
細胞の合流する層（ｃｏｎｆｌｕｅｎｔ ｌａｙｅｒｓ ｏｆ ｃｅｌｌｓ）は、集合的で機械的な動作に導き得る相互作用を或る程度有すると期待される。種々の好ましい実施例で、本発明の方法とシステムは、例えば、本発明により得られた位相画像の異なる点間の相互相関関係を求める（ｐｅｒｆｏｒｍｉｎｇ ｃｒｏｓｓ ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎｓ）ことによりこの相互作用（ｍｕｔｕａｌ ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）を調べるために使われる。 The confluent layers of cells are expected to have some interaction that can lead to collective mechanical action. In various preferred embodiments, the method and system of the present invention performs this mutual interaction by, for example, determining the cross-correlation between different points of the phase image obtained by the present invention. Used to look up.
本発明の好ましい実施例により提供される位相画像形成は又、例えば、刺激（ｓｔｉｍｕｌｉ）への応答の様な、細胞の速い動力学的過程（ｆａｓｔ ｄｙｎａｍｉｃａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｅｓ）について情報を提供するため使われ得る。例えば、細胞容積調整（ｃｅｌｌ ｖｏｌｕｍｅ ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ）の様な過程は生物化学的刺激への活きた細胞の応答である。この応答用の時間的尺度はミリ秒から分までのどこかにあってもよく、本発明のシステムと方法の好ましい実施例を用いて高精度で測定可能であるべきである。種々の好ましい実施例では、本発明の方法とシステムは生物化学的刺激への細胞の応答を調べ、該細胞構造｛例えば、細胞骨格（ｃｙｔｏｓｋｅｌｅｔｏｎ）｝の機械的特性を測定するため使われる。 The phase imaging provided by the preferred embodiment of the present invention can also be used to provide information about fast dynamic processes of cells, such as, for example, response to stimuli. . For example, processes such as cell volume regulation are live cell responses to biochemical stimuli. This time scale for response can be anywhere from milliseconds to minutes and should be measurable with high accuracy using the preferred embodiment of the system and method of the present invention. In various preferred embodiments, the methods and systems of the present invention are used to examine a cell's response to biochemical stimuli and to determine the mechanical properties of the cell structure {eg, cytoskeleton).
種々の好ましい実施例では、本発明の方法とシステムは、例えば、細胞内部の細胞器官輸送（ｏｒｇａｎｅｌｌｅ ｔｒａｎｓｐｏｒｔ ｉｎｓｉｄｅ ｔｈｅ ｃｅｌｌ）の現象の理解にみならず、人工バイオ材料（ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ）の創生に於いても、重要な意味を有する細胞構造情報を調べるため使われる。種々の好ましい実施例では、本発明の方法とシステムは、例えば、それらを該細胞及び細胞物質の機械的特性と関係付けるために、例えば、該細胞膜を刺激するために機械的振動を使いそして該細胞膜の振動の振幅を測定することにより、細胞構造を調べるために使われる。伝統的に、この運動を励起するために磁性の又はトラップされたビーヅ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｏｒ ｔｒａｐｐｅｄ ｂｅａｄｓ）が使われる。種々の好ましい実施例では、本発明の方法とシステムは、機械的振動を励起するための磁性又はトラップされたビーヅ、機械的励起（ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｅｘｃｉｔａｔｏｉｎ）を引き起こすための１０−１５秒のレーザーパルスの光子圧力（ｐｈｏｔｏｎ ｐｒｅｓｓｕｒｅ ｏｆ ａ ｆｅｍｔｏｓｅｃｏｎｄ ｌａｓｅｒ ｐｕｌｓｅ）、又は両者、を使って細胞構造を調べるために使われる。 In various preferred embodiments, the methods and systems of the present invention are useful, for example, in the creation of artificial biomaterials as well as in understanding the phenomenon of organelle transport inside the cell. It is also used to examine cell structure information that has important meaning. In various preferred embodiments, the methods and systems of the present invention use mechanical vibrations, for example, to stimulate the cell membrane, for example, to relate them to the mechanical properties of the cells and cellular material, and the Used to study cell structure by measuring the amplitude of cell membrane vibration. Traditionally, magnetic or trapped beads are used to excite this motion. Various In a preferred embodiment, the method and system of the present invention, the mechanical vibrations of Bidzu which is magnetic or trap to excite, mechanical excitation (mechanical excitatoin) 10 -15 seconds of the laser pulse photons to cause It is used to examine cell structure using pressure (of pressure of a femtosecond laser pulse) or both.
１つの重要な種類の応用は、細胞器官（ｃｅｌｌ ｏｒｇａｎｅｌｌｅｓ）の細胞内組織とダイナミックスの調査である。種々の好ましい実施例では、本発明の方法とシステムは細胞内部の種々の粒子の輸送を調べるために使用される。 One important type of application is the investigation of the intracellular organization and dynamics of cell organelles. In various preferred embodiments, the methods and systems of the present invention are used to examine the transport of various particles inside a cell.
生物学的調査の多様性に加えて、本発明の好ましい実施例は、例えば、半導体ナノ構造（ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ ｎａｎｏ−ｓｔｒｕｃｔｕｒｅｓ）の調査の様な、工業的応用に好適である。半導体産業はナノ加工過程（ｎａｎｏ−ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｐｒｏｃｅｓｓ）中でのウエーハ品質の速く、高信頼性の評価に欠ける。種々の実施例では、本発明の方法とシステムは、例えば、定量的な仕方で、半導体構造についてのナノメーター規模の情報を提供するため使われる。好ましい実施例では、ナノメーター規模の情報が約１秒の桁の測定（ａ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｎ ｔｈｅ ｏｒｄｅｒ ｏｆ ａ ｓｅｃｏｎｄ）で提供される。 In addition to the diversity of biological investigations, preferred embodiments of the present invention are suitable for industrial applications such as, for example, investigations of semiconductor nanostructures. The semiconductor industry lacks rapid, high-reliability evaluation of wafer quality during the nano-fabrication process. In various embodiments, the methods and systems of the present invention are used to provide nanometer-scale information about semiconductor structures, for example, in a quantitative manner. In a preferred embodiment, nanometer-scale information is provided in a measurement on the order of a second.
図５６は本発明により空間光変調（ＳＬＭ）を利用する位相差顕微鏡検査システム１６００の１実施例を図解する。１６００で図解される該システムは反射構造及び透過構造の両者を使うことが出来る。加えて、該システムは校正サブシステムを備える。 FIG. 56 illustrates one embodiment of a phase contrast microscopy system 1600 that utilizes spatial light modulation (SLM) in accordance with the present invention. The system illustrated at 1600 can use both reflective and transmissive structures. In addition, the system includes a calibration subsystem.
図５６を参照すると、１対のレンズ、対物レンズＬ１１６０７とチューブレンズＬ２１６０６がミラー１６１３を使ってサンプル１６１０を面Ｐ１６１２に画像形成する。該画像形成は、例えば、光フアイバーカップラー（ＦＣ）１６１４と第１光フアイバー１６１６とを通して第１照明源１６２０｛ここではヘリウムネオン（ＨｅＮｅ）レーザー源として図解される｝からの光を該サンプル１６１０へ結合することにより透過構造を使って行われ得る。該画像形成は又、例えば、該エフシー１６１４と第２光フアイバー１６２２を通して、第２照明源１６２４からの光を結合し、該第２照明源１６２４（ここではＳＬＤとして図解される）から該サンプル１６１０上へ光を導くよう第１ビームスプリッター１６２６を使うことにより反射構造を使って行われ得る。 Referring to FIG. 56, a pair of lenses, objective lens L 1 1607 and tube lens L 2 1606, uses mirror 1613 to image sample 1610 on surface P1612. The imaging may include, for example, light from a first illumination source 1620 (here illustrated as a helium neon (HeNe) laser source) to the sample 1610 through an optical fiber coupler (FC) 1614 and a first optical fiber 1616. It can be done using a transmissive structure by combining. The imaging also couples light from a second illumination source 1624, eg, through the FC 1614 and a second optical fiber 1622, and the sample 1610 from the second illumination source 1624 (illustrated herein as an SLD). This can be done using a reflective structure by using a first beam splitter 1626 to direct light upward.
レンズＬ３１６３０は該画像のフーリエ変換を第１空間光変調器（ＳＬＭ）１６３２上へ形成するよう使われる。該ＳＬＭ１６３２は制御可能な位相シフトδを該入射ビーム１６３４の中央ゾーンに適用するよう使われる。１実施例では、該レンズＬ３１６３０は第２ビームスプリッター１６３８を使って最終画像を第１検出器１６３６（ここではＣＣＤとして図解される）上に創る４−ｆシステムの第２レンズとして役立つ。１実施例では、図５６に図解されるシステムは更に、例えば、図４９に略図により図解された様な第２の４−ｆシステムを含む。図５６の該システムは又該ＳＬＭの校正用に校正サブシステムを有する。校正光の通路は波線１６４０で略図により図解され、一方照明光と画像形成される光の通路は実線１６４２により略図式に図解されている。該校正サブシステムは、レンズＬ４１６５２とＬ５１６５４の対を使って第１ビームスプリッター１６２６からの光の１部分を集め、該光を偏光子ＰＣ１６５６を通すが、該偏光子は該ＳＬＭ動作を位相モードと振幅モードの間でスイッチするよう使われ得る。校正用には、該ＳＬＭ１６５８は０から２πまでの位相シフトを通して振幅モードで走査され、最終の位相シフトされた光はそれが該偏光子を通って戻る時減衰させられる。次いでこの光はレンズＬ６を通して集められ、検出器１６６４上に焦点合わせされる。 Lens L 3 1630 is used to form a Fourier transform of the image onto a first spatial light modulator (SLM) 1632. The SLM 1632 is used to apply a controllable phase shift δ to the central zone of the incident beam 1634. In one embodiment, the lens L 3 1630 serves as a second lens of a 4-f system that uses a second beam splitter 1638 to create a final image on a first detector 1636 (shown here as a CCD). In one embodiment, the system illustrated in FIG. 56 further includes a second 4-f system, such as that illustrated schematically in FIG. The system of FIG. 56 also has a calibration subsystem for calibration of the SLM. The path of the calibration light is schematically illustrated by the wavy line 1640, while the path of the illumination light and the light to be imaged is schematically illustrated by the solid line 1642. The calibration subsystem collects a portion of the light from the first beam splitter 1626 using a pair of lenses L 4 1652 and L 5 1654 and passes the light through a polarizer P C 1656, which It can be used to switch SLM operation between phase mode and amplitude mode. For calibration, the SLM 1658 is scanned in amplitude mode through a phase shift from 0 to 2π, and the final phase shifted light is attenuated as it returns through the polarizer. This light is then collected through lens L6 and focused onto detector 1664.
種々のデバイスと計画が図５６のシステムを制御し、位相画像を校正するため使われ得る。１実施例では、第１制御ユニットＰＣ１１６７０が該第１検出器１６３６による画像取得で使われ、第２制御ユニットＰＣ２１６７２が、第１及び第２ＳＬＭ１６３２，１６５８を制御し、オッシロスコープ１６７４を通して該検出器１６６４からデータを集めるために、使われる。該制御ユニットＰＣ１，ＰＣ２は別々のユニット又は１つのユニットとすることが出来る。例えば、ＰＣ１とＰＣ２は別々のコンピュータ又は同じコンピュータとすることが出来て、該制御ユニットは該制御ユニットの機能を行うよう適合されたアナログ及び／又はデジタル回路を含むことが出来る。 Various devices and schemes can be used to control the system of FIG. 56 and calibrate the phase image. In one embodiment, a first control unit PC 1 1670 is used for image acquisition by the first detector 1636, and a second control unit PC 2 1672 controls the first and second SLMs 1632, 1658 and passes through the oscilloscope 1674. Used to collect data from detector 1664. The control units PC 1 and PC 2 can be separate units or a single unit. For example, PC 1 and PC 2 can be separate computers or the same computer, and the control unit can include analog and / or digital circuits adapted to perform the functions of the control unit.
種々の実施例では、本発明のシステムと方法は、例えば、マイクロレンズ（ｍｉｃｒｏｌｅｎｓ）を使うダイナミックフォーカス（ｄｙｎａｍｉｃ ｆｏｃｕｓ）を有する。種々の実施例では、本発明のシステムと方法は、例えば、サンプル上の２つ以上の点を同時に画像形成するためにパラレルフォーカス（ｐａｒａｌｌｅｌ ｆｏｃｕｓ）を有する。種々の実施例では、本発明のシステムと方法は、例えば、深度で幾つかの点に同時にアクセスするためにコヒーレンス機能シェーピング（ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｆｕｎｃｔｉｏｎ ｓｈａｐｉｎｇ）を有する。 In various embodiments, the systems and methods of the present invention have dynamic focus using, for example, microlenses. In various embodiments, the systems and methods of the present invention have a parallel focus, for example, to image two or more points on a sample simultaneously. In various embodiments, the systems and methods of the present invention include coherence function shaping, for example, to access several points simultaneously in depth.
空間光変調を利用する本発明の位相差顕微鏡検査システムは２つのモードで動作し得る。以下で“振幅モード（ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ｍｏｄｅ）”と称される第１モードでは、フーリエフイルタリング（Ｆｏｕｒｉｅｒ ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ）が得られ、校正が行われる。以下“位相モード（ｐｈａｓｅ ｍｏｄｅ）”と称される第２モードでは、光の波頭（ｗａｖｅｆｒｏｎｔｓ ｏｆ ｔｈｅ ｌｉｇｈｔ）が再生（ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｅｄ）され、位相画像形成が行われる。 The phase contrast microscopy system of the present invention that utilizes spatial light modulation can operate in two modes. In a first mode, referred to below as “amplitude mode”, Fourier filtering is obtained and calibration is performed. In a second mode, hereinafter referred to as “phase mode”, the wavefronts of the light are reconstructed and phase image formation is performed.
種々の実施例の該“位相モード”では、該ＳＬＭの前には偏光子は無くて、光は該ＳＬＭの高速軸（ｆａｓｔ ａｘｉｓ）と整合される。入射光は、例えば、該ＳＬＭ上のアドレスされた値により位相シフトされる。 In the “phase mode” of various embodiments, there is no polarizer in front of the SLM, and light is aligned with the fast axis of the SLM. Incident light is, for example, phase shifted by the addressed value on the SLM.
該“振幅モード”では、偏光子が該ＳＬＭの前に置かれる。該ＳＬＭへの入射光は位相シフト（例えば、該“位相モード”に於ける様に）され、該偏波は回転される。該光が該ＳＬＭから反射されると、それは該偏光子を通って戻り、該信号は減衰させられる。従って、該ＳＬＭ位相シフトに基づき振幅の校正された減少がある。 In the “amplitude mode”, a polarizer is placed in front of the SLM. Incident light on the SLM is phase shifted (eg, as in the “phase mode”) and the polarization is rotated. When the light is reflected from the SLM, it returns through the polarizer and the signal is attenuated. Therefore, there is a calibrated decrease in amplitude based on the SLM phase shift.
図５７Ａと５７Ｂは振幅モード１７００と位相モード１７５０での画像の画素上への電気光学的効果を略図により図解するが、そこではＥｉの１７０２，１７５２は入射波頭の電場の投影であり、ｓ軸１７０４，１７５４は該ＳＬＭの低速軸（ｓｌｏｗ ａｘｉｓ）であり、ｆ軸１７０６，１７５６は該ＳＬＭの高速軸（ｆａｓｔ ａｘｉｓ）である。 FIGS. 57A and 57B schematically illustrate the electro-optic effect on a pixel of an image in amplitude mode 1700 and phase mode 1750, where Ei's 1702, 1752 are projections of the electric field of the incident wavefront and the s-axis. 1704 and 1754 are the slow axes of the SLM, and the f-axis 1706 and 1756 are the fast axes of the SLM.
図５８Ａ−５８ＣはＳＬＭモードの動作の種々の実施例のブロック線図１８００，１８５０，１８５５である。図５８Ａは位相画像形成用のセットアップの普通の動作モードを図解し、そのＳＬＭ動作を描く。ＲＧＢ１８０２は該ＳＬＭを制御する制御ユニット、例えば、コンピュータ、により得られるグレイスケール値（ｇｒａｙ ｓｃａｌｅ ｖａｌｕｅ）である（ＲＧＢ対ψは校正で決定される）。ＲＧＢは電圧に変換され、該ＳＬＭ１８０４上の画素へアドレスするため使われる。入射光１８０６に位相シフトを与えるために、その電圧が、例えば、該ＳＬＭ上の液晶に印加される。校正は振幅モードで得られる。図５８Ｂは校正で起こる変換を図解する。輝度は、例えば、光検出器の様な、検出器１８５２を使ってグレイスケール画像の関数として取得される。グレイスケール画像の関数としての輝度は次いでグレイスケール１８５４の関数としての位相に変換される。図５８Ｃは制御−位相モード（ｃｏｎｔｒｏｌ−ｐｈａｓｅ ｍｏｄｅ）を図解し、如何に、種々の実施例で、該校正値ψ（グレイスケール）がＳＬＭ制御と該ＳＬＭにより誘導される物理的位相シフトとの間の関係に変えられるかを図解する。これから、例えば、機器用ルックアップ校正テーブルを創ることが出来る。グレイスケールの関数としての位相は次いでグレイスケール画像１８５６（例えば、コンピュータ上の表示のために）を発生するよう使われ、該ＳＬＭにより引き起こされた位相シフト１８５８と組み合わされる。 58A-58C are block diagrams 1800, 1850, 1855 of various embodiments of operation in SLM mode. FIG. 58A illustrates the normal mode of operation of the setup for phase imaging and depicts its SLM operation. RGB 1802 is a gray scale value obtained by a control unit that controls the SLM, for example, a computer (RGB vs. ψ is determined by calibration). RGB is converted to a voltage and used to address the pixels on the SLM 1804. In order to give a phase shift to the incident light 1806, the voltage is applied to the liquid crystal on the SLM, for example. Calibration is obtained in amplitude mode. FIG. 58B illustrates the conversion that occurs during calibration. Luminance is obtained as a function of a grayscale image using a detector 1852, such as, for example, a photodetector. The luminance as a function of the grayscale image is then converted to phase as a function of grayscale 1854. FIG. 58C illustrates the control-phase mode, and how, in various embodiments, the calibration value ψ (grayscale) is determined between the SLM control and the physical phase shift induced by the SLM. Illustrates whether the relationship between them can be changed. From this, for example, an instrument lookup calibration table can be created. The phase as a function of grayscale is then used to generate a grayscale image 1856 (eg, for display on a computer) and combined with the phase shift 1858 caused by the SLM.
図５９は振幅モードで操作される機器用に得られた校正曲線１９００の例である。該校正曲線１９００は、ラディアンの単位での位相シフト対該ＲＧＢ値の単位でのグレイスケール１９０４をプロットする。得られた最終曲線１９０６は校正ルックアップテーブルのフオーマットで該ＳＬＭのコンピュータ制御と該ＳＬＭにより誘起される物理的位相シフトとの関係を示す。図５９は校正ルックアップテーブルとして役立つ。該曲線１９０６内のカットオフ１９０８は該位相のラッピング（ｗｒａｐｐｉｎｇ）である。
例
本発明の透過構造が使われた例が提供されそして本発明の反射構造が使われた例が提供される。例えば、図６２−６６Ｂに現れる回転のラップされない表記は２π曖昧性が除去されたことを示す。
例１：校正されたサンプルの位相画像形成（Ｐｈａｓｅ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ａ Ｃａｌｉｂｒａｔｅｄ Ｓａｍｐｌｅｓ）
この例では、良く校正されたサンプルが調べられ、本発明がナノメーター（ｎｍ）規模で定量的情報を提供できることを図解する。該サンプルはガラス基盤上への金属蒸着から
成り、続いてエッチングが行われたものである。金属蒸着パターンは数字の８の形であり、該金属層の厚さはナノプロフイロメーター（ｎａｎｏ−ｐｒｏｆｉｌｏｍｅｔｅｒ）で測定されて、約１４０ｎｍであった。
FIG. 59 is an example of a calibration curve 1900 obtained for an instrument operated in amplitude mode. The calibration curve 1900 plots the phase shift in units of radians versus the gray scale 1904 in units of the RGB values. The final curve 1906 obtained shows the relationship between the computer control of the SLM and the physical phase shift induced by the SLM in the format of a calibration look-up table. FIG. 59 serves as a calibration lookup table. The cut-off 1908 in the curve 1906 is the wrapping of the phase.
Examples Examples are provided in which the transmissive structures of the present invention are used, and examples are provided in which the reflective structures of the present invention are used. For example, the unwrapped notation of rotation appearing in FIGS. 62-66B indicates that the 2π ambiguity has been removed.
Example 1: Phase Imaging of a Calibrated Sample
In this example, a well-calibrated sample is examined to illustrate that the present invention can provide quantitative information on the nanometer (nm) scale. The sample consisted of metal deposition on a glass substrate followed by etching. The metal deposition pattern was in the form of the numeral 8, and the thickness of the metal layer was about 140 nm as measured by a nano-profilometer.
図６０Ａ−６０Ｄは反射構造を使うシステムについて４つの異なる位相シフトδで得られた画像を示す。図６０Ａはδ＝０の画像２０００，図６０Ｂはδ＝πの画像２２００，図６０Ｃはδ＝π／２の画像２４００、そして図６０Ｄはδ＝３π／２の画像２６００である。 60A-60D show images obtained with four different phase shifts δ for a system using a reflective structure. 60A shows an image 2000 with δ = 0, FIG. 60B shows an image 2200 with δ = π, FIG. 60C shows an image 2400 with δ = π / 2, and FIG. 60D shows an image 2600 with δ = 3π / 2.
図６１は電場Ｅベクトル２１０２と、該場の高周波の波ベクトル成分、ＥＨと、該場の低周波の波ベクトル成分、ＥＬと、の間の関係２１００を略図で図解する。図６１で図解される様に、ｙ−軸２１１０とｘ−軸２１１２はＣＣＤ画素寸法を表す。その位相ψはその対象の“真の（ｒｅａｌ）”位相である。 FIG. 61 schematically illustrates the relationship 2100 between the electric field E vector 2102, the high frequency wave vector component of the field, E H, and the low frequency wave vector component of the field, E L. As illustrated in FIG. 61, y-axis 2110 and x-axis 2112 represent CCD pixel dimensions. The phase ψ is the “real” phase of the object.
図６２は、例えば、図６０Ａ−６０Ｄで図解される様なデータと式５５を使って発生される校正されたサンプル２２００のΔψ画像である。図６２ではｙ−軸２２０２及びｘ−軸２２０４の両者は該ＣＣＤ上の画素の単位である。図６２の右にあるスケールバー２２０６はラディアンでΔψを表す。 FIG. 62 is a Δψ image of a calibrated sample 2200 generated using, for example, data and equations 55 as illustrated in FIGS. 60A-60D. In FIG. 62, both the y-axis 2202 and the x-axis 2204 are units of pixels on the CCD. A scale bar 2206 on the right side of FIG. 62 represents Δψ in radians.
図６３は本発明のシステムと方法を使って校正されたサンプル２３００の位相画像である。図６３は式５６と、図６２で図解される様なデータと、を使って発生された。図６３は又、式５５及び５６と、図６０Ａ−６０Ｄで図解される様なデータと、を使っても発生され得る。ｙ−軸２３０２とｘ−軸２３０４、はＣＣＤ画素の単位で示され、垂直のスケールバー２３０６はｎｍの単位である。 FIG. 63 is a phase image of sample 2300 calibrated using the system and method of the present invention. FIG. 63 was generated using Equation 56 and data as illustrated in FIG. FIG. 63 can also be generated using equations 55 and 56 and data as illustrated in FIGS. 60A-60D. The y-axis 2302 and the x-axis 2304 are shown in units of CCD pixels, and the vertical scale bar 2306 is in units of nm.
図６３で図解される様に、蒸着された金属パターン２３１０の高さが正しく回復されることが見られ、それは定量的特徴情報を提供する本発明のシステムと方法の能力を図解する。位相画像２３００内に存在するノイズは大抵は記録用に使われる低品質（８ビット）カメラのためである。
例２：位相グレイティングの位相画像形成（Ｐｈａｓｅ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ ａ Ｐｈａｓｅ Ｇｒａｔｉｎｇ）
図６４は透過構造を使って得られた、公称１０μｍ幅と公称２６６ｎｍ深さの溝を有する位相グレイティング（ｐｈａｓｅ ｇｒａｔｉｎｇ）の位相画像２４００を示す。図６４でｚ軸２４０２はｎｍの単位に、ｙ軸２４０４及びｘ軸２４０６はＣＣＤ画素の単位になっている。垂直のスケールバー２４０８も又ｎｍの単位になっており、それは該位相画像２４００から深さ（ｚ軸寸法）を決定するのを更に容易化するため提供される。
例３：玉葱細胞の位相画像形成（Ｐｈａｓｅ Ｉｍａｇｉｎｇ ｏｆ Ｏｎｉｏｎ Ｃｅｌｌｓ）
この例では、玉葱細胞が本発明の透過構造を使って位相画像形成された。該玉葱細胞の輝度画像２５００が図６５で示す位相画像２５５０と比較するために図６５で示される。図６５と図６６の両者で、ｙ軸２５０２，２５５２とｘ軸２５０４，２５５４はＣＣＤ画素の単位になっている。図６６のスケールバー２５５６はｎｍの単位になっている。
As illustrated in FIG. 63, it can be seen that the height of the deposited metal pattern 2310 is restored correctly, which illustrates the ability of the system and method of the present invention to provide quantitative feature information. The noise present in the phase image 2300 is mostly due to the low quality (8 bit) camera used for recording.
Example 2: Phase imaging of phase grating (Phase Imaging of a Phase Grating)
FIG. 64 shows a phase image 2400 of a phase grating having a nominal 10 μm width and a nominal 266 nm depth groove obtained using a transmission structure. In FIG. 64, the z axis 2402 is in nm units, and the y axis 2404 and x axis 2406 are in CCD pixel units. The vertical scale bar 2408 is also in nm, which is provided to make it easier to determine the depth (z-axis dimension) from the phase image 2400.
Example 3: Phase imaging of onion cells (Phase Imaging of Onion Cells)
In this example, onion cells were phase imaged using the transmission structure of the present invention. A brightness image 2500 of the onion cell is shown in FIG. 65 for comparison with the phase image 2550 shown in FIG. 65 and 66, the y-axis 2502, 2552 and the x-axis 2504, 2554 are units of CCD pixels. The scale bar 2556 in FIG. 66 is in units of nm.
該輝度画像、図６５、は低周波及び高周波成分間に位相シフトが無く、δ＝０である、最初に取得されたフレームを表す。図６５と６６の比較により示される様に、定例の顕微鏡（輝度）画像、本発明により得られる位相画像に比して非常に低いコントラストを有する。図６６で見られる様に、該コントラストは位相画像では大幅に向上し、該細胞の遙かに精細な構造が区別出来る。加えて、該位相画像内の情報はｎｍレベルの精度で定量的であり、該細胞を通過する場の光路長で決まる条件（ｔｅｒｍｓ ｏｆ ｏｐｔｉｃａｌ ｐａｔｈ−ｌｅｎｇｔｈ）で変換され得る。この種の情報は普通の光学顕微鏡検査に比較
してのみならず、従来の位相差顕微鏡検査及びノマルスキー顕微鏡検査と比較しても大幅な改良を表す。
The luminance image, FIG. 65, represents the first acquired frame where there is no phase shift between the low and high frequency components and δ = 0. As shown by the comparison between FIGS. 65 and 66, it has a very low contrast as compared with the usual microscope (luminance) image and the phase image obtained by the present invention. As can be seen in FIG. 66, the contrast is greatly improved in the phase image, and a much finer structure of the cell can be distinguished. In addition, the information in the phase image is quantitative with an accuracy of nm level, and can be converted under a condition (terms of optical path-length) determined by the optical path length of the field passing through the cell. This type of information represents a significant improvement not only in comparison with conventional optical microscopy but also in comparison with conventional phase contrast microscopy and Nomarski microscopy.
本発明の好ましい実施例は位相画像形成機器を開発するために、低コヒーレンス光学画像場を相互に対し位相を制御可能にシフトされ得る２つの異なる空間成分へコヒーレント式に分解することの使用を含む。該技術は典型的光学顕微鏡を、高精度とλ／５，５００の感度とにより特徴付けられる定量的位相顕微鏡（ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｐｈａｓｅ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）に変換する。活きた生物学的細胞に関し得られた結果は、本発明の好ましい実施例の機器が生物学的構造とダイナミックスの定量的調査用に大きな可能性を有することを示唆する。 Preferred embodiments of the invention include the use of coherent decomposition of a low coherence optical image field into two different spatial components that can be controllably shifted in phase relative to each other to develop a phase imaging device. . The technique transforms a typical optical microscope into a quantitative phase microscope characterized by high accuracy and a sensitivity of λ / 5,500. The results obtained with live biological cells suggest that the instrument of the preferred embodiment of the present invention has great potential for quantitative investigation of biological structure and dynamics.
位相コントラスト型（Ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ） 及び差動干渉コントラスト型（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ）（ＤＩＣ）顕微鏡検査はサンプルの準備仕立て無し（ｗｉｔｈｏｕｔ ｓａｍｐｌｅ ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ）に透明な生物学的構造の高コントラスト輝度画像を提供することが出来る。光の位相に符号化された構造情報は干渉過程を通して検索される。しかしながら、両技術が横断（ｘ−ｙ）面内でサンプルの構造を表すが、縦（ｚ）軸上に提供される情報は概して質的である。 Phase contrast and differential interference contrast (DIC) microscopy provide high-contrast luminance images of biological structures that are transparent without sample preparation I can do it. The structural information encoded in the light phase is retrieved through an interference process. However, although both techniques represent the structure of the sample in the transverse (xy) plane, the information provided on the longitudinal (z) axis is generally qualitative.
前にここで説明した様に、位相シフト干渉計測はごく幾らかの間は位相サンプルの定量的度量衡（ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｍｅｔｒｏｌｏｇｙ）で使われて来て、種々の干渉計的技術が提案されて来た。何れの干渉計にも本来存在する空気の動揺（ａｉｒ ｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎ）と機械的振動による位相ノイズは光の場に付随する位相の定量的検索を実際には特に挑戦的にさせる。好ましい実施例はこの障碍を克服する関連付けられた波長を有する。 As explained previously herein, phase shift interferometry has been used for some time in the quantitative metrology of phase samples, and various interferometric techniques have been proposed. The air fluctuation inherent in any interferometer and the phase noise due to mechanical vibrations make the quantitative retrieval of the phase associated with the light field practically particularly challenging. The preferred embodiment has an associated wavelength that overcomes this obstacle.
更に、放射照度輸送方程式（ｉｒｒａｄｉａｎｃｅ ｔｒａｎｓｐｏｒｔ ｅｑｕａｔｉｏｎ）に基づく非干渉計技術が、時間のかかる数値計算を費やして完全場位相画像形成用に提案されて来た。レーザー放射を用いた空間光変調を使うと、λ／３０感度の位相画像も得られた。自動位相シフトを用いてデジタル式に記録される干渉顕微鏡検査（Ｄｉｇｉｔａｌｌｙ ｒｅｃｏｒｄｅｄ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ ｗｉｔｈ ａｕｔｏｍａｔｉｃ ｐｈａｓｅ ｓｈｉｆｔｉｎｇ）（ＤＲＩＭＡＰＳ）は従来の干渉顕微鏡を利用し、生物学的サンプルの位相画像を提供する方法である。ＤＲＩＭＡＰＳでは、どんな位相測定技術の感度をも究極的に制限する位相ノイズに対し何も予備的注意を払わないが、細胞生物学での応用でのこの機器の可能性が示された。 In addition, non-interferometric techniques based on the irradiance transport equation have been proposed for full field phase imaging at the expense of time consuming numerical calculations. Using spatial light modulation with laser radiation, phase images with λ / 30 sensitivity were also obtained. Digitally recorded interference microscopy with automatic phase shifting (DRIMAPS) is a method that provides a phase image of a biological sample using a conventional interference microscope. . In DRIMAPS, no precautions are taken against phase noise that ultimately limits the sensitivity of any phase measurement technique, but the potential of this instrument in cell biology applications has been demonstrated.
本発明の好ましい実施例は生物学調査用の新機器としての低コヒーレンス位相顕微鏡（ｌｏｗ−ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ ｐｈａｓｅ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）（ＬＣＰＭ）を含む。該技術は従来の光学顕微鏡を、非常に良い精度と極端に低ノイズで特徴付けられる定量的位相顕微鏡に変換する。該技術の原理は光学画像に付随する場を、その空間的平均値と、相互に対し制御可能に位相をシフトされ得る空間的に変化する場と、にコヒーレントに分解することに依存する。Ｅ（ｘ、ｙ）を関心のある空間的ドメイン上で静止すると仮定する複素画像場（ｃｏｍｐｌｅｘ ｉｍａｇｅ ｆｉｅｌｄ）としよう。この場は下記の様に表され、
Ｅ（ｘ、ｙ）＝Ｅ０＋Ｅ１（ｘ、ｙ） （５７）
ここでＥ０はＥの空間的平均値、Ｅ１は該空間的に変化する成分とする。かくして、任意の画像が平面波（平均場）と空間的に変化する場との間の干渉現象の結果と見なされ得る。中心縦座標定理（ｃｅｎｔｒａｌ ｏｒｄｉｎａｔｅ ｔｈｅｏｒｅｍ）の結果として、Ｅ０とＥ１は画像の各点で、フアイルされたＥ（ｆｉｌｅｄ Ｅ）のゼロ及び高空間周波成分（ｚｅｒｏ− ａｎｄ ｈｉｇｈ−ｓｐａｔｉａｌ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｃｏｍｐｏｎｅｎｔｓ）と同化（ａｓｓｉｍｉｌａｔｅｄ）され得る。その結果、これら２つの空間成分は容易に分離され、フーリエ分解を行うことにより独立に位相変調され得る。
Preferred embodiments of the present invention include a low-coherence phase microscope (LCPM) as a new instrument for biological investigations. The technique transforms a conventional optical microscope into a quantitative phase microscope characterized by very good accuracy and extremely low noise. The principle of the technique relies on coherently resolving the field associated with an optical image into its spatial average value and a spatially varying field that can be controllably phase shifted relative to each other. Let E (x, y) be a complex image field that is assumed to be stationary on the spatial domain of interest. This place is represented as follows,
E (x, y) = E 0 + E 1 (x, y) (57)
Here, E 0 is the spatial average value of E, and E 1 is the spatially changing component. Thus, any image can be viewed as the result of an interference phenomenon between a plane wave (average field) and a spatially varying field. As a result of the central ordinate theorem, E 0 and E 1 are the points of the image, the zero and high-spatial frequency components of the filtered E (filled E). Can be assimilated. As a result, these two spatial components are easily separated and can be independently phase modulated by performing Fourier decomposition.
実験的セットアップが図６７に描かれる。倒立顕微鏡（ｉｎｖｅｒｔｅｄ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅ）｛アキシオバート３５、ツァイス社（Ａｘｉｏｖｅｒｔ ３５， Ｚｅｉｓｓ Ｃｏ．）｝が該画像面ＩＰにサンプルを画像形成するため使われる。スーパールミネッセントダイオードにより放射される該低コヒーレンス場（例えば、λ０＝８２４ｎｍでバンド幅Δλ＝２１ｎｍ又は代わりにλ０＝８０９ｎｍでΔλ＝２０ｎｍの様に、範囲８００−８５０内に中心波長を有する）が透照（ｔｒａｎｓｉｌｌｕｍｉｎａｔｉｏｎ）用に使われる。照明場の完全な空間的コヒーレンスを保証するために、その光は単一モードフアイバー内へ結合され、次いでフアイバーコリメーターによりコリメートされる。その画像から現れるレイトレース（ｒａｙ ｔｒａｃｅｓ）は非屈折光（ｕｎｄｅｆｌｅｃｔｅｄ ｌｉｇｈｔ）と高空間周波成分とを点線と実線で示し、それらはそれぞれ場Ｅ０とＥ１に対応する。該画像場を式５７で記述されるその成分に分解するために、フーリエレンズＦＬ（５０ｃｍ焦点距離）が画像面ＩＰから焦点距離離れて置かれる。図６７で、ＩＰに形成される顕微鏡画像は、照明用に使われる光フアイバーの端部の顕微鏡画像に過ぎない仮想点源｛ブイピーエス（ＶＰＳ）｝により照明されるように見えることが分かる。従って、ＦＬの後部焦点面に該画像場の（位相と振幅で）正確なフーリエ変換を得るために、該面ＩＰに修正レンズＣＬが置かれた。ＣＬの焦点距離は該ＶＰＳが無限大に画像形成されるようになっており、かくしてサンプルの新画像はその位置と拡大率を保存し、一方それは平面波により照明されるように見える。ＦＬの該フーリエ面では、ゼロ空間周波成分Ｅ０は光軸上に焦点合わせされ、一方高周波成分Ｅ１は軸を離れて分布する（ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｅｄ ｏｆｆ−ａｘｉｓ）。Ｅ０とＥ１の間の位相遅延を制御するために、該フーリエ面内にプログラム可能な位相変調器｛ピーピーエム（ＰＰＭ）｝｛ハママツ社（Ｈａｍａｔｓｕ Ｃｏ．）｝が置かれる。該ＰＰＭは光学的にアドレスされる、２次元液晶配列から成るが、該配列は複屈折の特性により、その面により反射される光の位相の精密な制御を提供する。該ＰＰＭ面上の最小アドレス可能範囲は２０×２０μｍ２又は代わりに２６×２６μｍ２である、一方位相制御のダイナミックレンジは１波長又は２πに対し８ビットである。該液晶の主軸に対する偏光子Ｐの配向により、該ＰＰＭは入射場の位相（動作の位相モード）又は振幅（振幅モード）を空間的に分解能のある仕方（ｓｐａｔｉａｌｌｙ ｒｅｓｏｌｖｅｄ ｍａｎｎｅｒ）で修正出来る。該ＰＰＭで反射された光はＦＬを通って戻るよう進み、ビームスプリッターＢＳ上で反射後、ＩＰの共役位置（ｃｏｎｊｕｇａｔｅ ｐｏｓｉｔｉｏｎ）に置かれたＣＣＤで集められる。かくして、ＰＰＭ変調がない場合、ＩＰに於ける画像の正確な位相と振幅のレプリカがＣＣＤにより記録される。高い空間周波成分の位相がπ／２の４つのステップで次々とインクレメントされ、最終放射照度分布が該ＣＣＤにより記録され得る。該ＰＰＭ上の該位相変調と該ＣＣＤの取得速度は、例えば、ラブビュー（Ｌａｂ ＶＩＥＷ）｛ナショナルインスツルメント（Ｎａｔｉｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ）｝を使って、コンピュータＰＣにより同期化される。標準的４フレーム位相シフト干渉計検査を使って、Ｅ１とＥ０の間の位相差Δφが測定され得る。関心のある量である該画像場に付随する空間位相分布は下記表現を有することが示される。 An experimental setup is depicted in FIG. An inverted microscope {Axiobert 35, Zeiss Co.} is used to image the sample on the image plane IP. The central wavelength within the range 800-850, such as the low coherence field emitted by a superluminescent diode (eg, λ 0 = 824 nm and bandwidth Δλ = 21 nm or alternatively λ 0 = 809 nm and Δλ = 20 nm). Is used for transillumination. To ensure complete spatial coherence of the illumination field, the light is coupled into a single mode fiber and then collimated by a fiber collimator. Ray traces appearing from the image show unreflected light and high spatial frequency components as dotted and solid lines, which correspond to the fields E 0 and E 1 , respectively. In order to decompose the image field into its components described by Equation 57, a Fourier lens FL (50 cm focal length) is placed at a focal length away from the image plane IP. In FIG. 67, it can be seen that the microscope image formed on the IP appears to be illuminated by a virtual point source {VPS} which is only a microscope image of the end of the optical fiber used for illumination. Therefore, a correction lens CL was placed on the plane IP to obtain an accurate Fourier transform (in phase and amplitude) of the image field at the back focal plane of the FL. The focal length of CL is such that the VPS is imaged infinitely, thus the new image of the sample preserves its position and magnification while it appears to be illuminated by a plane wave. In the Fourier plane of the FL, the zero spatial frequency component E 0 is focused on the optical axis, while the high frequency component E 1 is distributed off-axis. In order to control the phase delay between E 0 and E 1 , a programmable phase modulator {PPM} {Hamamatsu Co.} is placed in the Fourier plane. The PPM consists of an optically addressed two-dimensional liquid crystal array, which provides precise control of the phase of light reflected by its surface due to its birefringent nature. The minimum addressable range on the PPM surface is 20 × 20 μm 2 or alternatively 26 × 26 μm 2 , while the dynamic range of phase control is 8 bits for one wavelength or 2π. Depending on the orientation of the polarizer P with respect to the main axis of the liquid crystal, the PPM can modify the phase (phase mode of operation) or amplitude (amplitude mode) of the incident field in a spatially resolved manner. The light reflected by the PPM travels back through the FL, and after being reflected on the beam splitter BS, is collected by the CCD placed at the IP conjugate position. Thus, in the absence of PPM modulation, an exact phase and amplitude replica of the image at the IP is recorded by the CCD. The phase of the high spatial frequency component is incremented successively in four steps of π / 2, and the final irradiance distribution can be recorded by the CCD. The phase modulation on the PPM and the acquisition speed of the CCD are synchronized by the computer PC using, for example, Lab VIEW {National Instrument}. Using a standard 4-frame phase shift interferometer test, the phase difference Δφ between E 1 and E 0 can be measured. It is shown that the spatial phase distribution associated with the image field, which is the quantity of interest, has the following representation:
式５８で、係数βは２つの場成分の振幅比を表し、β（ｘ、ｙ）＝｜Ｅ１（ｘ、ｙ）｜／｜Ｅ２｜である。該パラメーターβは該２つの空間周波成分を選択的にフイルターするλ／２波面（振幅モード）として該ＰＰＭを操作して測定される。かくして、式５８を使って、与えられた透明サンプルの空間位相分布は一意的に検索され得る。フーリエ面内で軸上変調される範囲（ｏｎ−ａｘｉｓ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｅａ）の最適値は１６０×１６０μｍ２であると見出される、一方同じ面に於いて該光学システムに付随するＦＷＨＭ輝度ベースの回折スポットは約１００μｍの直径を有する。式５８の数値計算は仮想的に瞬時であるので、位相画像検索の速度は、実施例では８Ｈｚである該ＰＰＭのレフレッシュ速度によってのみ限定される。しかしながら、該技術の全体的速度は可能性としては、強誘電性液晶（ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｌｉｑｕｉｄ ｃｒｙｓｔａｌ）の様な、他の空間変調器を使って高められ得る。 In Equation 58, the coefficient β represents the amplitude ratio of the two field components, and β (x, y) = | E 1 (x, y) | / | E 2 |. The parameter β is measured by manipulating the PPM as a λ / 2 wavefront (amplitude mode) that selectively filters the two spatial frequency components. Thus, using Equation 58, the spatial phase distribution of a given transparent sample can be uniquely retrieved. The optimal value for the on-axis modulated area in the Fourier plane is found to be 160 × 160 μm 2 , while in the same plane the FWHM brightness-based diffraction spot associated with the optical system is It has a diameter of about 100 μm. Since the numerical calculation of Equation 58 is virtually instantaneous, the speed of the phase image search is limited only by the refresh rate of the PPM, which in the example is 8 Hz. However, the overall speed of the technique can potentially be increased using other spatial modulators, such as a ferroelectric liquid crystal.
定量的位相画像形成用としてのその可能性を展示するために、ＬＣＰＭ技術が種々の標準サンプルを調べるために適用された。図６８Ａと６８Ｂはポリスチレン微小球の画像形成から得られた、この様な測定の例を示す。該粒子の直径は、製造者｛ジュークサイエンチフイック（Ｄｕｋｅ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ）｝により提供されたところの、３±０．０４５μｍであった。透明な生物学的サンプルをより良くシミュレートするために、該球は１００％グリセロール（ｇｌｙｃｅｒｏｌ）内に浸され、２枚のカバースリップ間にサンドウイッチにされた。該粒子と該周囲媒体の間で達成された屈折率コントラストはΔｎ＝０．１２であった。該ＰＰＭ上の変調無しに、典型的透過輝度画像が得られ、それは図６８Ａで示される。この画像のコントラストは該サンプルの透明さのために非常に不充分である。図６８Ｂは上記で概説された手順で得られたＬＣＰＭ画像を示す。ここで、得られたコントラストは実質的により高い、一方第３次元（ｚ軸）は該サンプルの厚さについて定量的情報を提供する。図６８Ｂで示す球の中心を通してのプロフアイルを使って、対応する直径から得られた値は２．９７±７．７％であり、それは製造者により示された値と良く合致する。現在の誤差はビーム品質の不完全さと溶液中にある起こり得る不純物によるかも知れない。 In order to show its potential for quantitative phase imaging, LCPM technology was applied to examine various standard samples. 68A and 68B show examples of such measurements obtained from image formation of polystyrene microspheres. The particle diameter was 3 ± 0.045 μm, as provided by the manufacturer {Duke Scientific}. To better simulate a clear biological sample, the spheres were immersed in 100% glycerol and sandwiched between two coverslips. The refractive index contrast achieved between the particles and the surrounding medium was Δn = 0.12. Without modulation on the PPM, a typical transmitted luminance image is obtained and is shown in FIG. 68A. The contrast of this image is very inadequate due to the transparency of the sample. FIG. 68B shows an LCPM image obtained with the procedure outlined above. Here, the contrast obtained is substantially higher, while the third dimension (z-axis) provides quantitative information about the thickness of the sample. Using a profile through the center of the sphere shown in FIG. 68B, the value obtained from the corresponding diameter is 2.97 ± 7.7%, which is in good agreement with the value indicated by the manufacturer. Current errors may be due to imperfections in beam quality and possible impurities in the solution.
該ＬＣＰＭ機器は更に活きた生物学的細胞を位相画像形成するため使われた。図６９Ａは有糸***の最終段階中のヒーラー癌細胞（Ｈｅｌａ ｃａｎｃｅｒ ｃｅｌｌ）の定量的位相画像を示す。該細胞が培養媒体により囲まれ、画像形成前に何等の追加的用意無しに典型的培養条件で活きていることは注意されるべきである。生物学的細胞を通して伝播する場により蓄積される位相遅延は該細胞の非水性質量（ｎｏｎ−ａｑｕａｏｕｓ ｍａｓｓ）に比例することは前以て示された。かくして、定量的位相画像は、有糸***、細胞成長、そして死の様な、細胞生理学の種々の段階中で自動細胞運動解析（ａｕｔｏｍａｔｉｃ ｃｅｌｌ ｋｉｎｅｔｉｃ ａｎａｌｙｓｉｓ）での重要な応用を見出す筈である。 The LCPM instrument was also used to phase image live biological cells. FIG. 69A shows a quantitative phase image of HeLa cancer cells during the final stages of mitosis. It should be noted that the cells are surrounded by culture media and live in typical culture conditions without any additional preparation prior to imaging. It has been previously shown that the phase delay accumulated by a field propagating through a biological cell is proportional to the non-aquaous mass of the cell. Thus, quantitative phase imaging should find important applications in automatic cell kinetic analysis during various stages of cell physiology, such as mitosis, cell growth, and death.
全血スミア（ｗｈｏｌｅ ｂｌｏｏｄ ｓｍｅａｒ）の位相画像が図６９Ｂで示されている。該サンプルは、健康なボランチアからの新鮮な全血の小滴を２枚のカバースリップ間に簡単にサンドウイッチすることにより用意された。赤血球細胞｛アールビーシー（ＲＢＣ）｝の良く知られた円盤状の形状が回復されることが見られる。血漿（ｐｌａｓｍａ）に対するヘモグロビンの屈折率を考慮した簡単な解析は細胞の容積について定量的情報を容易に提供出来る。該ＲＢＣ解析でのこのレベルの詳細は現在は電子顕微鏡検査及び原子間力顕微鏡検査（ｅｌｅｃｔｒｏｎ ａｎｄ ａｔｏｍｉｃ ｆｏｒｃｅ ｍｉｃｒｏｓｃｏｐｙ）にだけアクセス可能である。光学的、非侵襲性の技術は病理学的選別用の高速な手順を提供する可能性があるが、それは該アールビーシー形状は屡々細胞健康の良い指示体（ｉｎｄｉｃａｔｏｒ）であることが良く知られているからである。加えて、本発明の好ましい実施例のこの技術は、血液凝固に責任がある、ＲＢＣ膜及び周囲タンパク質の複合したダイナミックな特性をモニターすることが出来る。 A phase image of a whole blood smear is shown in FIG. 69B. The sample was prepared by simply sandwiching a drop of fresh whole blood from a healthy borantia between two coverslips. It can be seen that the well-known disk-like shape of the red blood cell {RBC} is restored. A simple analysis that takes into account the refractive index of hemoglobin relative to plasma can easily provide quantitative information about the cell volume. This level of detail in the RBC analysis is currently accessible only to electron microscopy and atomic force microscopy. Optical and non-invasive techniques may provide a fast procedure for pathological sorting, but it is well known that the RBC shape is often an indicator of good cellular health. Because. In addition, this technique of the preferred embodiment of the present invention can monitor the combined dynamic properties of the RBC membrane and surrounding proteins that are responsible for blood clotting.
該機器の位相ノイズに対する安定性をアセスし、究極的には、その感度を定量化するた
めに、培養媒体のみ（無細胞）を良く含む細胞が、１５ｓの間隔で、１００ｍｉｎの時間に亘り画像形成された。図６９Ｃは視野内に含まれる点に付随する時間的位相変動（ｔｅｍｐｏｒａｌ ｐｈａｓｅ ｆｌｕｃｔｕａｔｉｏｎｓ）の例を示す。その位相値は０．６×０．６μｍ２の範囲に亘る平均であったが、それはその顕微鏡の横解像度限界を表す。この変動の標準偏差は０．１５ｎｍの値を有し、それはλ／５，５００と等価である。この結果は該ＬＣＰＭ機器の注目すべき感度を証明する。我々の機器を特徴付ける極度に低いノイズは、２つの干渉する場が空間的に重畳する光路上を進み、干渉項で結果的に打ち消す同様な位相ノイズに影響される事実により説明され得る。レーザー放射に相対する低コヒーレンス場の使用は、種々の部品上での多数反射により作られる起こり得るフリンジが除去されると、該方法の感度に寄与する。
In order to assess the stability of the instrument against phase noise and ultimately quantify its sensitivity, cells well containing only the culture medium (cell-free) are imaged over a period of 100 min at 15 s intervals. Been formed. FIG. 69C shows an example of temporal phase fluctuations associated with points included in the field of view. The phase value was an average over a range of 0.6 × 0.6 μm 2 , which represents the lateral resolution limit of the microscope. The standard deviation of this variation has a value of 0.15 nm, which is equivalent to λ / 5,500. This result demonstrates the remarkable sensitivity of the LCPM instrument. The extremely low noise that characterizes our equipment can be explained by the fact that the two interfering fields travel on a spatially overlapping optical path and are affected by similar phase noise that eventually cancels at the interference term. The use of a low coherence field relative to the laser radiation contributes to the sensitivity of the method when possible fringes created by multiple reflections on various parts are removed.
かくして、本発明の好ましい実施例は低コヒーレンス位相顕微鏡を含むが、該顕微鏡は高い精度とλ／５，５００レベルの感度で特徴付けられる。活きた癌及び赤血球細胞に関する予備的結果は、該装置と方法が生物学的システムの構造及びダイナミックスの調査用の価値あるツールとなる可能性を有することを示唆する。該システムのセットアップに従来の光学顕微鏡を組み込むことにより、本発明の好ましい実施例の機器は高い多用途性と特別な使い易さにより特徴付けられる。 Thus, although the preferred embodiment of the present invention includes a low coherence phase microscope, the microscope is characterized by high accuracy and a sensitivity of λ / 5,500 level. Preliminary results on live cancer and red blood cells suggest that the device and method have the potential to be a valuable tool for investigating the structure and dynamics of biological systems. By incorporating a conventional optical microscope into the system setup, the instrument of the preferred embodiment of the present invention is characterized by high versatility and special ease of use.
請求項はその結果向けに表明されない限り、説明された順序又は要素に限定されるよう読まれるべきでない。従って、付記する請求項とその等化物の範囲と精神内に入る全ての実施例は本発明として請求される。 The claims should not be read as limited to the described order or elements unless stated to that effect. Accordingly, all embodiments that fall within the scope and spirit of the appended claims and their equivalents are claimed as the present invention.
Claims (35)
光源と、
該光源からの光を、第１光路上の第１成分と第２光路上の第２成分とに分けるスプリッターと、
該第１光路の長さを変える第１可動反射面と、
該第２光路の長さを変える第２可動反射面と、
測定されるべき媒体に光が向けられるようにパルス組を形成するよう時間遅れによって分離された第１パルス及び第２パルスを有する該第１光路及び第２光路からの光を組み合わせるコンビナーと、
パルス組に応答して媒体からの光を検出する検出器と、
を具備することを特徴とするシステム。 In the dual beam measurement system,
A light source;
A splitter for dividing light from the light source into a first component on the first optical path and a second component on the second optical path;
A first movable reflecting surface for changing the length of the first optical path;
A second movable reflecting surface that changes the length of the second optical path;
A combiner combining light from the first and second optical paths having a first pulse and a second pulse separated by a time delay to form a pulse set so that the light is directed to the medium to be measured;
A detector for detecting light from the medium in response to the pulse set;
The system characterized by comprising.
第１信号を発生する第１光源と、
該第１信号から時間遅延だけ分離された２つのパルスを有する第２信号を発生する干渉計と、
該サンプルと連通する該干渉計からの第１光路及び基準体と連通する該干渉計からの第２光路と、
基準体反射に対するサンプル反射の位相を検出するように第１信号及び該サンプルからの第２信号及び該基準体とを夫々検出する検出器システムと、を具備することを特徴とするシステム。 In a system for measuring the phase of light passing through a part of a sample,
A first light source for generating a first signal;
An interferometer that generates a second signal having two pulses separated from the first signal by a time delay;
A first optical path from the interferometer in communication with the sample and a second optical path from the interferometer in communication with a reference body;
And a detector system for detecting a first signal and a second signal from the sample and the reference body, respectively, so as to detect a phase of the sample reflection relative to the reference body reflection.
第１信号を発生する第１光源を提供する過程と、
双ビーム干渉計を使って該第１信号から時間遅延で分離された２つのパルスを有する第２信号を発生する過程と、
該サンプルに連通する該干渉計からの第１光路と基準体に連通する該干渉計からの第２光路とを提供する過程と、
該サンプルと該基準体からのそれぞれ第１及び第２信号からの第１ヘテロダイン信号と、該サンプルと該基準体とから反射される光の間の干渉と、を測定する過程と、
該基準体反射に対する該サンプル反射の位相を示す該ヘテロダイン信号の位相を検出する過程と、を具備することを特徴とする方法。 In a non-contact optical measurement method for a sample having a reflecting surface,
Providing a first light source for generating a first signal;
Generating a second signal having two pulses separated from the first signal by a time delay using a dual beam interferometer;
Providing a first optical path from the interferometer in communication with the sample and a second optical path from the interferometer in communication with a reference body;
Measuring the first heterodyne signal from the first and second signals, respectively, from the sample and the reference body, and the interference between light reflected from the sample and the reference body;
Detecting the phase of the heterodyne signal indicative of the phase of the sample reflection with respect to the reference reflection.
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