JP6194404B2 - Optical distance measuring device - Google Patents
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Description
本発明は、レーザー光の照射により測定対象物の表面状態のプロファイルの計測、細胞等の表面状態および内部状態の計測や観察を極めて高い分解能で実現させる光学的距離計測装置に関し、顕微鏡等の光学機器の分解能を向上させる装置に好適なものである。 The present invention relates to an optical distance measuring device that realizes measurement of a surface state profile of a measurement object by laser light irradiation, measurement and observation of a surface state and internal state of a cell or the like with extremely high resolution, and an optical device such as a microscope. It is suitable for a device that improves the resolution of the device.
従来の光学的顕微鏡では、３次元の計測が困難であることに加え、回折限界以下の測定対象物を観測したり計測したりすることが出来なかった。これに代わるものとして、走査型電子顕微鏡やプローブ顕微鏡（STM,AFM,NFOS等）、共焦点顕微鏡等の装置が開発され、多くの分野で使われている。 In addition to the difficulty in three-dimensional measurement with conventional optical microscopes, it has been impossible to observe and measure objects below the diffraction limit. As an alternative, devices such as scanning electron microscopes, probe microscopes (STM, AFM, NFOS, etc.), confocal microscopes, etc. have been developed and used in many fields.
この走査型電子顕微鏡は、走査電子プローブとしてきわめて細いビームを用いているので、分解能が高く、焦点深度が光学顕微鏡に比べて著しく大きい。しかしながら、細胞のように導電性の低い測定対象物の観測には、測定対象物である試料に導電性のよい白金パラジウムや金をコートする必要性がある。このため、細胞自体の破損を伴うことが多く、当然のことながら生きたままの細胞を観測、計測することは、不可能であった。 Since this scanning electron microscope uses a very thin beam as a scanning electron probe, the resolution is high and the depth of focus is significantly larger than that of an optical microscope. However, in order to observe a measurement object with low conductivity such as a cell, it is necessary to coat a sample that is the measurement object with platinum palladium or gold having good conductivity. For this reason, the cells themselves are often damaged, and as a matter of course, it is impossible to observe and measure living cells.
また、プローブ顕微鏡は、測定対象物に対して近接して配置されたプローブをさらに接近させ、原子間力やトンネル電流、光近接場等を利用して、測定対象物との距離を計測するものである。しかしながら、プローブを高速に移動させることは困難であり、かつ、測定対象物との距離が非常に近いので取り扱いが難しく、さらに２次元的な情報を取得するまでに時間が膨大に必要であった。 A probe microscope measures the distance from the measurement object by using an atomic force, tunnel current, optical near field, etc. It is. However, it is difficult to move the probe at high speed, and it is difficult to handle because the distance to the object to be measured is very close, and it takes a lot of time to acquire two-dimensional information. .
一方、共焦点顕微鏡は、測定対象物にスポット光を照射しそのスポットに対してピンホールを介して共焦点位置に配置した受光素子にて受光した光量が最大になるように対物レンズ、または測定対象物を動かすことにより、測定対象物の高さ情報や行路差情報を取得するものである。ところが、共焦点顕微鏡では、基本的にスポット内に位相分布があるとビームが変形し誤情報となる。特に測定対象物が細胞等の屈折率変化など波面が位相的に変化するようなものに対しては、その値の信頼性は乏しいと言わざるを得ない。また、受光した光量が最大になるように対物レンズや測定対象物を動かす必要性があるので、リアルタイム性に欠けていた。 On the other hand, a confocal microscope irradiates a measurement object with spot light, and the objective lens or measurement is performed so that the amount of light received by the light receiving element arranged at the confocal position via the pinhole is maximized for the spot. By moving the object, the height information and the path difference information of the measurement object are acquired. However, in the confocal microscope, basically, if there is a phase distribution in the spot, the beam is deformed and becomes erroneous information. In particular, if the object to be measured has a wavefront that changes in phase, such as a change in refractive index of a cell or the like, the reliability of the value must be poor. Moreover, since it is necessary to move the objective lens and the measurement object so that the received light quantity becomes maximum, the real-time property is lacking.
これらの事情に対して、近年のマイクロ・ナノテクノロジー分野の発展に伴い、微細な工業製品や精密部品の３次元的な情報を高速で計測する技術に注目が集まっている。これに加え、生物学、医学、農学において、細胞のように厚みを持った生体試料の３次元プロファイル情報を生きた状態でリアルタイムに取得したいという要求も高まっている。 In response to these circumstances, with the recent development of the micro / nanotechnology field, attention has been focused on a technique for measuring three-dimensional information of fine industrial products and precision parts at high speed. In addition, in biology, medicine, and agriculture, there is an increasing demand for real-time acquisition of three-dimensional profile information of a biological sample having a thickness such as a cell.
この一方、顕微鏡を用いて、距離や厚みを高精度に測定したり、微少なものを高精度に測定したり観察したりする手段の一つとしては、へテロダイン干渉法がよく知られている。ここでは、光を用いた光ヘテロダイン法について述べるが、他の電磁波においても同様な考え方で実施されている。この光ヘテロダイン法は、周波数の異なる２つのレーザー光を干渉させて、その差の周波数のビート信号を作成し、このビート信号の位相変化を波長の1/500程度の分解能で検出するものである。つまり、この光ヘテロダイン法によれば、３次元的な情報である表面の高さ方向の変化を計測しつつ測定対象物までの距離を測定したり、被測定物自体の厚み等を測定や観察したりできる。 On the other hand, heterodyne interferometry is well known as one of means for measuring distances and thicknesses with a microscope and measuring or observing minute objects with high accuracy. . Here, the optical heterodyne method using light is described, but the same concept is applied to other electromagnetic waves. In this optical heterodyne method, two laser beams having different frequencies are caused to interfere with each other, a beat signal having a frequency difference between the two is generated, and a phase change of the beat signal is detected with a resolution of about 1/500 of a wavelength. . In other words, according to this optical heterodyne method, the distance to the measurement object is measured while measuring the change in the height direction of the surface, which is three-dimensional information, and the thickness or the like of the measurement object itself is measured or observed. I can do it.
上記した特許文献１の特開昭５９−２１４７０６号公報には、音響光学素子を用いて異なる波長からなる２つのビームを隣接して発生させ、これら２ビーム間の位相変化を検出し、その位相変化を累積して表面プロファイルを得る方法が開示されている。ただし、この特許文献１は、ビームプロファイルよりも僅かに大きく２つのビームを近接させ、２つのビームプロファイル内の平均的な位相差をヘテロダイン検波で検出して、順次積分することにより、凹凸情報を得るものであった。
In Japanese Patent Application Laid-Open No. 59-214706 of
従って、この特許文献１によれば、半導体ウェハーのようなフラットであることが前提となるような測定対象物に対して、その凸凹情報を計測することは出来たが、ビームプロファイル内の情報を引き出すことはできなかった。このため、面内であるビームプロファイル内の分解能を高くすることは出来なかった。
Therefore, according to this
以上より、従来の顕微鏡等の技術では、面内であるビームプロファイル内の分解能を高くすることが出来ないだけでなく、細胞等の厚みを持った生体試料を破損することなく生きた状態のままでリアルタイムに３次元的な情報を観測、計測することはできなかった。 From the above, conventional microscopes and other technologies can not only increase the resolution within the in-plane beam profile, but also remain alive without damaging a biological sample with a thickness of cells, etc. It was not possible to observe and measure 3D information in real time.
本発明は上記背景に鑑みてなされたもので、面内の分解能が高く、しかも面外において高さや屈折率分布に対する分解能が高く、また、通常の結像光学系では取得不可能な空間周波数を取得して測定対象物の有する空間周波数情報を正確に再現することで、実効上分解能が高く空間周波数の欠損のない光学的距離計測装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above background, and has a high in-plane resolution and a high resolution with respect to height and refractive index distribution outside the surface, and a spatial frequency that cannot be obtained by a normal imaging optical system. It is an object of the present invention to provide an optical distance measuring device that has high spatial resolution and no spatial frequency loss by accurately acquiring and reproducing spatial frequency information possessed by a measurement object.
請求項１に係る光学的距離計測装置は、コヒーレントな照射光を照射する光源と、
光源からの照射光を走査させて測定対象物に送る走査素子と、
走査に伴い測定対象物を経由して変調された照射光を受光して光電変換する受光素子と、
該受光素子で光電変換された信号により測定対象物の位相情報を得ると共に、この位相情報に基づき測定対象物についての計測値を得る計測部と、
を含み、０次回折光と１次回折光との間の光学的な位相ずれに前記位相情報が相当し、
０次回折光と１次回折光の重なる部分が減少していく周波数帯域において、空間周波数のゲインを随時変更してＭＴＦ曲線をフラットにすることで光学的距離を算出して、測定対象物についての計測値とする。
An optical distance measuring device according to
A scanning element that scans irradiation light from a light source and sends it to a measurement object;
A light receiving element that receives and photoelectrically converts irradiation light modulated via a measurement object in accordance with scanning; and
Together to obtain the phase information of more objects to be measured. No. signal which is photoelectrically converted by the light receiving element, a measuring unit obtaining a measured value for the measured object based on the phase information,
Only contains the phase information is equivalent to 0 optical phase shift between the diffracted light and 1-order diffracted light,
In the frequency band where the overlapping portion of the 0th-order diffracted light and the 1st-order diffracted light decreases, the optical distance is calculated by changing the gain of the spatial frequency as needed to make the MTF curve flat, and the measurement of the measurement object is performed. Value.
請求項１に係る光学的距離計測装置の作用を以下に説明する。
本発明においては、コヒーレントな照射光が光源から照射されると共に、走査素子がこの照射光を走査させて走査ビームとして測定対象物に送る。さらに、少なくとも１つの受光素子が測定対象物を経由して変調された照射光を受光して光電変換する。そして、該受光素子で光電変換された信号によって、計測部が測定対象物の位相情報を得る。
そして、０次回折光と１次回折光との間の光学的な位相ずれにこの位相情報が相当し、 ０次回折光と１次回折光の重なる部分が減少していく周波数帯域において、空間周波数のゲインを随時変更してＭＴＦ曲線がフラットになるのに伴い、この位相情報に基づき光学的距離等の計測値を得ることができる。
The operation of the optical distance measuring device according to
In the present invention, coherent irradiation light is irradiated from a light source, and a scanning element scans the irradiation light and sends it to a measurement object as a scanning beam. Furthermore, at least one light receiving element receives irradiation light modulated via the measurement object and photoelectrically converts it. Then, depending on signal which is photoelectrically converted by the light receiving element, the measuring unit obtains the phase information of the measurement object.
And this phase information corresponds to the optical phase shift between the 0th-order diffracted light and the 1st-order diffracted light, and the spatial frequency gain is set in the frequency band where the overlapping portion of the 0th-order diffracted light and the 1st-order diffracted light decreases. As the MTF curve becomes flattened as needed, a measured value such as an optical distance can be obtained based on this phase information.
従って、本発明によれば、特別な変調素子を用いて光源からの照射光を変調したり、或いは一つの照射光を音響光学素子により２つの周波数の光に分離したりすることなく、測定対象物の像を得るための走査素子による照射光の走査によって、照射光を変調可能となった。つまり、特別な装置や素子を用いること無く、測定対象物にこの照射光を照射することで簡易に変調可能になることで、光学的距離計測装置の低コスト化も図れる。 Therefore, according to the present invention, the object to be measured can be measured without modulating the irradiation light from the light source using a special modulation element or separating one irradiation light into two frequencies of light by an acousto-optic element. The irradiation light can be modulated by scanning the irradiation light with a scanning element for obtaining an image of an object. That is, the optical distance measuring device can be reduced in cost by being able to be easily modulated by irradiating the measurement object with the irradiation light without using a special device or element.
以上の結果として、本発明が適用された顕微鏡では、非常に高い面内分解能を有し、さらに２次元走査を一度行うことで、測定対象物についての高さや屈折率分布などの光学的距離を測定することが出来る。このため、生きたままの細胞やマイクロマシンなどの状態変化などの３次元計測をリアルタイムに行うことができる。つまり、従来の２次元情報を取得し、３次元方向に積算していくようなレーザー走査型共焦点顕微鏡などとは比較にならない大きな特徴を有することとなる。
さらに、本発明を透過型の顕微鏡に適用した場合、細胞や微小生物等の可視化において、生きたままかつ蛍光着色せず高い分解能で高速度に簡単な装置で観察、計測できる。このため、細胞等を不活性化して計測する電子顕微鏡にはない大きな特徴を有することとなる。
As a result of the above, the microscope to which the present invention is applied has a very high in-plane resolution, and further, by performing two-dimensional scanning once, the optical distance such as the height and refractive index distribution of the measurement object can be reduced. It can be measured. For this reason, it is possible to perform a three-dimensional measurement in real time such as a state change of a living cell or a micromachine. That is, it has a large feature that cannot be compared with a conventional laser scanning confocal microscope that acquires two-dimensional information and integrates it in a three-dimensional direction.
Furthermore, when the present invention is applied to a transmission microscope, it can be observed and measured with a simple device at high speed with high resolution without fluorescing and coloring in visualization of cells, micro-organisms and the like. For this reason, it has the big characteristic which the electron microscope which inactivates a cell etc. and measures does not have.
以上より、本発明によれば、面内の分解能が高く、しかも面外において高さや屈折率分布に対する分解能が高く、また、通常の結像光学系では取得不可能な空間周波数を取得して測定対象物の有する空間周波数情報を正確に再現することで、実効上分解能が高く空間周波数の欠損のない光学的距離計測装置が提供されるようになる。
併せて、ミクロな３次元デジタイザーとして教育やホビーにて本発明を利用することもできる。例えば、昨今の３次元プリンタと本発明を組み合わせて使用することにより、生きたままの状態で染色等の処理をせずに、簡単に細胞***の経過や微小生物の細胞内部の器官の３次元立体像を３次元模型として表すことができる。
As described above, according to the present invention, the in-plane resolution is high, and the resolution for the height and refractive index distribution is high in the out-of-plane, and the spatial frequency that cannot be obtained by a normal imaging optical system is obtained and measured. By accurately reproducing the spatial frequency information possessed by the object, an optical distance measuring device with high resolution and no spatial frequency loss can be provided.
In addition, the present invention can be used in education and hobby as a micro three-dimensional digitizer. For example, by using a combination of a recent three-dimensional printer and the present invention, it is possible to easily perform the process of cell division and three-dimensional organs inside the cells of micro-organisms without processing such as staining in a living state. A three-dimensional image can be represented as a three-dimensional model.
請求項２のように、０次回折光と１次回折光との間の光学的な位相をθとし、０次回折光の振幅をＭ0とし、１次回折光の振幅をＭ1とし、電気的な周波数をfとし、時間をtとし、測定対象物の屈折率をnとし、測定対象物の高さをhとしたとき、
Θ=2πft
tanθ=２Ｍ1sinΘ／Ｍ0
の式に基づきθ=（２π/λ）nhの式より光学的距離nhを算出して、測定対象物についての計測値とすることで、光学的距離等の計測値をより確実に得ることができる。
さらに、請求項３のように、受光素子が、照射光の光軸方向に対して垂直な方向を境界線として何れかの片側にずれて位置しつつ、測定対象物を経由した照射光を受光することとしても良い。このようにすれば、１つの受光素子でも確実に照射光から十分なデータが得られることになる。なお、境界線に対して何れかの片側にずれて受光素子が位置することとしたのは、受光素子が光軸の中央に位置した場合には、境界線を挟んで位相が逆転するのに合わせて、照射光から十分なデータを得がたくなるからである。
As in claim 2, the optical phase between the 0th order diffracted light and the 1st order diffracted light is θ, the 0th order diffracted light amplitude is M0, the 1st order diffracted light amplitude is M1, and the electrical frequency is f And when the time is t, the refractive index of the measurement object is n, and the height of the measurement object is h,
Θ = 2πft
tanθ = 2M1sinΘ / M0
By calculating the optical distance nh from the equation θ = (2π / λ) nh based on the equation, and using the measured value for the measurement object, the measured value such as the optical distance can be obtained more reliably. it can.
Furthermore, as described in claim 3 , the light receiving element receives the irradiation light passing through the measurement object while being shifted to any one side with a direction perpendicular to the optical axis direction of the irradiation light as a boundary line. It is also good to do. In this way, even with a single light receiving element, sufficient data can be reliably obtained from the irradiated light. The reason why the light receiving element is located on either side of the boundary line is that the phase is reversed across the boundary line when the light receiving element is located at the center of the optical axis. In addition, it is difficult to obtain sufficient data from the irradiation light.
他方、請求項４のように、受光素子が境界線を挟んで２つ存在し、照射光をこれら２つの受光素子がそれぞれ受光することとしても良い。このように光軸の片側の領域に存在する１つの受光素子及び、この領域と逆側の領域に存在するもう１つの受光素子によって、位相が相互に反転した量として走査ビームをそれぞれ受光できる。これに伴って、これらの受光素子により、走査ビームの位相差から光学的距離を簡単に検出することができる。このため、両方の受光素子でそれぞれ位相差を独立して検出した後に、計測部で平均値を算出すれば、ノイズ等の影響を軽減してより高精度なデータを得ることもできる。
On the other hand, as in
また、請求項５のように、照射光の光軸方向に対して垂直な方向に沿った境界線とこの境界線に対して照射光の光軸上で交差する交差境界線とで区画された何れかの領域内に、受光素子を配置することとしても良い。このようにすれば、合計４つの区画に区分された領域内のいずれかにのみ受光素子を位置することになる。この結果として、より小型で低コストの受光素子を採用しても良くなり、この小型の受光素子が受光した僅かな位相情報であっても、計測部が必要な計測値を得ることが可能となる。 Further, as defined in claim 5 , the boundary line along the direction perpendicular to the optical axis direction of the irradiation light and the boundary line intersecting the boundary line on the optical axis of the irradiation light are defined. A light receiving element may be arranged in any region. In this way, the light receiving element is located only in one of the areas divided into a total of four sections. As a result, it is possible to adopt a light-receiving element that is smaller and less expensive, and the measurement unit can obtain the necessary measurement value even with a small amount of phase information received by this small light-receiving element. Become.
この一方、請求項６のように、走査素子が、照射光を相互に直交する２方向にそれぞれ走査させる２次元走査素子とされ、この２方向の内の少なくとも１方向の走査により測定対象物に照射された照射光が変調されることが考えられる。さらに請求項７のように、前記走査素子にコントローラを接続し、このコントローラが走査素子の動作を操作して走査速度及び走査範囲を調整することが考えられる。このようにすれば、２次元の画像が単に得られるだけでなく、コントローラの設定を変更するだけで、任意の変調量かつ任意の範囲にて計測が可能となる。 On the other hand, as in the sixth aspect , the scanning element is a two-dimensional scanning element that scans the irradiation light in two directions orthogonal to each other, and the object to be measured is scanned by at least one of the two directions. It is conceivable that the irradiated light is modulated. Further, as in claim 7 , it is conceivable that a controller is connected to the scanning element, and the controller operates the operation of the scanning element to adjust the scanning speed and the scanning range. In this way, not only a two-dimensional image can be simply obtained, but it is possible to measure in an arbitrary modulation amount and in an arbitrary range simply by changing the setting of the controller.
次に、請求項８によれば、計測部が、受光素子で光電変換された信号から直流成分と交流成分を抽出し、得られた交流成分の微分信号やヒルベルト変換した信号に基づき、変調された信号の主周波数成分を算出し、この周波数と測定対象物の有する空間周波数と対比することができる。これに伴い、走査された信号の主周波数成分を算出し、この周波数と測定対象物の有する空間周波数と対比することで、光学系の有するＭＴＦ値の補正が可能となる。 Next, according to claim 8 , the measurement unit extracts a DC component and an AC component from the signal photoelectrically converted by the light receiving element, and is modulated based on the obtained differential signal of the AC component and the Hilbert converted signal. The main frequency component of the obtained signal can be calculated and compared with the spatial frequency of the measurement object. Accordingly, the main frequency component of the scanned signal is calculated, and the MTF value of the optical system can be corrected by comparing this frequency with the spatial frequency of the measurement object.
また、請求項９によれば、計測部が、受光素子で光電変換された信号の交流成分をデジタル化したデータとし、このデータの加算量を変更することで、測定対象物についての計測値を得る範囲を調整することができる。
例えば、計測部に内蔵された信号処理回路がアナログ信号処理でなく、デジタル信号処理することとする。そして、受光素子よりの走査に伴う変調信号から直流成分と交流成分を抽出する。このように直流成分と交流成分を抽出するのに合わせて、交流成分の周波数を検出することができる。
According to the ninth aspect , the measurement unit converts the AC component of the signal photoelectrically converted by the light receiving element into digitized data, and changes the addition amount of the data to change the measurement value for the measurement object. The range to obtain can be adjusted.
For example, it is assumed that a signal processing circuit built in the measurement unit performs digital signal processing instead of analog signal processing. Then, a DC component and an AC component are extracted from the modulation signal accompanying the scanning from the light receiving element. As described above, the frequency of the AC component can be detected in accordance with the extraction of the DC component and the AC component.
以上より、本来測定対象物の有する光学的距離の情報の定量化が正確にできる。なお、この光学的距離の計測値は、直流成分及び交流成分の大きさと交流成分の位相信号より算出することができる。また、本請求項によれば、測定対象物の有する主たる空間周波数が、３次元情報を表示するピクセル単位でわかるので、可視化された３次元情報である光学的距離の情報とともに、任意の空間周波数を帯域強調することができる。このため、空間周波数の低い部分といった粗い構造や空間周波数の高い細かい構造等の観察者が強調して見たい部分を簡単に抽出することもできる。 From the above, it is possible to accurately quantify the information of the optical distance originally possessed by the measurement object. The measured value of the optical distance can be calculated from the magnitudes of the DC component and AC component and the phase signal of the AC component. Further, according to the present claim, since the main spatial frequency of the measurement object can be found in units of pixels for displaying the three-dimensional information, any spatial frequency can be obtained together with the optical distance information which is the visualized three-dimensional information. Can be band-emphasized. For this reason, it is possible to easily extract a portion desired to be viewed by an observer such as a rough structure such as a portion having a low spatial frequency or a fine structure having a high spatial frequency.
そして、光学系の有する横分解能の限界は検出できる周波数の上限にあたるので、データをデジタル化するに当たりこの上限の周波数よりも十分に高い周波数であって光学的な分解能に対応する周波数以上で、交流成分や直流成分をサンプリングすることが考えられる。このサンプリングしたデータに基づき、時系列で流れてくるデータを加算することで、電気的ないし光学的に発生したランダムノイズを軽減することができる。この結果として、計測データの精度の向上および３次元画像の表示におけるノイズの軽減につなげることができる。 The limit of the lateral resolution of the optical system is the upper limit of the frequency that can be detected. Therefore, when digitizing the data, the frequency is sufficiently higher than the upper limit frequency and equal to or higher than the frequency corresponding to the optical resolution. It is conceivable to sample components and DC components. Random noise generated electrically or optically can be reduced by adding data flowing in time series based on the sampled data. As a result, it is possible to improve the accuracy of measurement data and reduce noise in displaying a three-dimensional image.
また、走査速度は一定なので、加算するこのデータ数を変更することにより、光学的分解能を変えずに視野範囲を拡大縮小して、実質的に画像を表示する範囲を変更することも可能となる。したがって、実質的に照射に使用した対物レンズのＮＡを変更することなく視野範囲をある程度任意に表現することも可能となる。 In addition, since the scanning speed is constant, by changing the number of data to be added, the field of view range can be enlarged and reduced without changing the optical resolution, and the range in which the image is displayed can be changed substantially. . Therefore, it is possible to express the field of view range to some extent without substantially changing the NA of the objective lens used for irradiation.
さらに、請求項１０のように、照射光が測定対象物を経由する際に、照射光を測定対象物が反射することとすれば、請求項１の受光素子がこの反射光を受光して光電変換することになる。この場合、光源と測定対象物との間の光軸内にビームスプリッターを配置することにより、測定対象物で反射して戻ってきた照射光をこのビームスプリッターがさらに受光素子側に反射して送ることができる。また、請求項１１のように、照射光が測定対象物を経由する際に、照射光が測定対象物を透過することとすれば、例えば光軸上に配置された請求項１の受光素子が、この透過光を受光して光電変換することになる。
Further, as in claim 10 , if the measurement object reflects the irradiation light when the irradiation light passes through the measurement object, the light receiving element of
上記に示したように、本発明の光学的距離計測装置は、コヒーレントな照射光が光源から照射されると共に、走査素子がこの照射光を走査させて走査ビームとして測定対象物に送ることで変調する。さらに、１つの受光素子が測定対象物を経由した照射光を受光して光電変換する。従って、該受光素子で光電変換された信号及び走査素子による走査の基準となる信号によって、計測部が測定対象物の位相情報を得るのに伴い、定量的な光学的距離等の算出が可能になるという優れた効果を奏する。 As described above, in the optical distance measuring device of the present invention, the coherent irradiation light is emitted from the light source, and the scanning element scans the irradiation light and sends it to the measurement object as a scanning beam. To do. Further, one light receiving element receives irradiation light passing through the measurement object and photoelectrically converts it. Therefore, it is possible to calculate a quantitative optical distance or the like as the measurement unit obtains phase information of the measurement object based on a signal photoelectrically converted by the light receiving element and a signal serving as a reference for scanning by the scanning element. It has an excellent effect of becoming.
以下に、本発明に係る光学的距離計測装置の実施例１から実施例３を各図面に基づき、詳細に説明する。
本発明に係る光学的距離計測装置の実施例１を以下に図１及び図２を参照しつつ説明する。本実施例は、走査ビームを測定対象物で反射する反射光学系の装置とされている。図１は、実施例に係る反射光学系の装置の構成を示すブロック図である。 A first embodiment of the optical distance measuring device according to the present invention will be described below with reference to FIGS. In this embodiment, the apparatus is a reflection optical system that reflects a scanning beam by a measurement object. FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of a reflection optical system according to an embodiment.
この図１に示すように、コヒーレントな照射光であるレーザー光が照射（出射）される光源であるレーザー光源２１と、このレーザー光から平行光を得られるように収差補正されたコリメーターレンズ２２とが順に配置されている。従って、本実施例では、レーザー光源２１から出射されたレーザー光が、コリメーターレンズ２２により平行光とされる。
As shown in FIG. 1, a
また、このコリメーターレンズ２２に対して、２群のレンズからなる瞳伝達レンズ系２５、入力されたレーザー光を２次元走査する２次元走査素子である２次元走査デバイス２６、入力されたレーザー光を本来的には分離して出射するためのものであるビームスプリッター２７が、さらに順に並んで配置されている。そして、図１に示すように瞳伝達レンズ系２５に向かう側のレーザー光の光路を光軸Ｌとしている。なお、この２次元走査デバイス２６には、レーザー光を２次元走査する走査範囲や走査速度を調整する電圧等を変更するための制御手段であるコントローラ２３が接続されている。
The
さらに、ビームスプリッター２７に隣り合って、２群のレンズからなる瞳伝達レンズ系３０が位置し、この隣に対物レンズ３１が測定対象物Ｇ１と対向して配置されている。つまり、これら部材も光軸Ｌに沿って並んでいることになる。以上より、レーザー光がこの光軸Ｌに沿って、瞳伝達レンズ系２５、２次元走査デバイス２６、ビームスプリッター２７、瞳伝達レンズ系３０、対物レンズ３１を順に経て、測定対象物Ｇ１に照射される。この際、２次元走査デバイス２６の動作により、このレーザー光が走査ビームとなって測定対象物Ｇ１上で２次元的に走査される。
Further, adjacent to the
他方、光軸Ｌが通過する方向に対して直交する方向であってビームスプリッター２７の隣の位置には、複数の光センサにより構成される受光素子群２９が配置されている。そして、図１に示す測定対象物Ｇ１にて反射した走査ビームは回折光となり、対物レンズ３１、瞳伝達レンズ系３０及びビームスプリッター２７の順で戻って平行光となる。これに伴いこのビームスプリッター２７で反射して、本来の光軸Ｌに対して直交する照射光の光軸Ｌに沿って受光素子群２９に入射される。
On the other hand, a light receiving
尚、この受光素子群２９は、測定対象物Ｇ１のファーフィールド（遠視野）面に配置されているだけでなく、本実施例では２つの受光素子２９Ａ、２９Ｂにより構成されている。但し、図２に示すように、走査ビームＬＡのスポットの中心となる光軸Ｌに沿った方向に対して略垂直な面上であってこの光軸Ｌを通る境界線Ｓを挟んで、これら受光素子２９Ａ、２９Ｂがそれぞれ配置されている。つまり、境界線Ｓの片側にずれて受光素子２９Ａが位置し、これと境界線Ｓの反対側にずれて受光素子２９Ｂが位置していて、測定対象物Ｇ１で反射することで経由した走査ビームＬＡをこれら各受光素子２９Ａ、２９Ｂが受光する。
The light
さらに、各受光素子２９Ａ、２９Ｂは図示しない光電変換部を有した構造とされていて、各受光素子２９Ａ、２９Ｂが走査ビームＬＡを受光してそれぞれ光電変換することになる。
この各受光素子２９Ａ、２９Ｂ及び、２次元走査デバイス２６の動作を操作する前述のコントローラ２３は、信号比較器３３にそれぞれ接続されている。これに伴って、信号比較器３３が各受光素子２９Ａ、２９Ｂからの信号及びコントローラ２３からの信号により測定対象物Ｇ１の位相情報を得ることになる。そして、この信号比較器３３が、最終的にデータを処理して測定対象物Ｇ１のプロフィル等の計測値を得るデータ処理部３４に繋がっている。このため、本実施例では、これら信号比較器３３及びデータ処理部３４が計測部とされている。
Further, each of the
The above-described
また、レーザー光源２１は半導体レーザーであり、コヒーレントなレーザー光を発生する。このレーザー光をコリメーターレンズ２２により平行光束にし、瞳伝達レンズ系２５に入射させる。このとき、レーザー光の入射ビーム径は、瞳伝達レンズ系２５との兼ね合いより、絞り機構（図示せず）等を用いて適正化しておくことにする。
The
ここで、コリメーターレンズ２２と２次元走査デバイス２６との間に配置されている瞳伝達レンズ系２５は、コリメーターレンズ２２の出射面位置を次の２次元走査デバイス２６に共役に伝達するための光学系である。この瞳伝達レンズ系２５を通過したレーザー光は、２次元走査デバイス２６を経由して走査ビームとなってビームスプリッター２７に送られるが、このビームスプリッター２７からの走査ビームは、対物レンズ３１の瞳位置に共役にする瞳伝達レンズ系３０を介して対物レンズ３１に入射する。
Here, the pupil
以上より、本実施例では、変調されていない状態のレーザー光がレーザー光源２１より照射されるものの、２次元走査デバイス２６により走査ビームとされたレーザー光が測定対象物Ｇ１に入射されて実質的に変調されると共に反射されて、受光素子群２９で走査ビームのフーリエ変換パターンの変調信号を最終的に検出する。
As described above, in this embodiment, the laser light in an unmodulated state is irradiated from the
また、図３に示すように、２次元走査デバイス２６は、水平方向Ｘに沿ってレーザー光を繰り返して光軸Ｌを移動しつつ測定対象物Ｇ１上で走査する。但し、この繰り返しに際して図３における１、２、３、４・・・のように垂直方向Ｙに沿って順次走査位置を変更していくことで、２次元走査を可能としている。そして、この２次元走査デバイス２６の動作を調整するコントローラ２３は、本装置の視野範囲を変更可能としている。つまり、コントローラ２３が２次元走査デバイス２６の水平方向の走査範囲をコントロールする電圧を変更したり、垂直方向の走査範囲を変更したりすることで、自由に３次元画像を拡大縮小して視野範囲を調整可能となる。尚この際、コントローラ２３は横分解能を一定に保ったまま、視野範囲だけを変更できる。
As shown in FIG. 3, the two-
このようにレーザー光源２１からの変調されていないレーザー光が、２次元走査デバイス２６により走査され、実質的にこのレーザー光に印加される変調の基となる信号と測定対象物Ｇ１で反射して変調を受けた走査ビームの有する変調信号との位相差を電気的な変調信号周波数差の位相ずれとして、信号比較器３３により検出できる。この時の位相ずれは、後述するが０次回折光と高次回折光との位相差に相当する。この時、もちろん両方の受光素子２９Ａ、２９Ｂでそれぞれ受光して光電変換することもできるが、図２に示す光軸Ｌを通る境界線Ｓを境界とした２分割受光領域の片側に位置する受光素子のみでも、位相ずれの情報である位相情報を検出できることが、本実施例の一つの特徴である。
In this way, the unmodulated laser light from the
このように２分割受光領域の片側のみでも位相情報を検出できる理由としては、図２に示す対物レンズ３１の光軸Ｌ方向に対して略垂直な方向を境界線Ｓとし、この境界線Ｓで区分けされた片側にある一方の受光素子２９Ａのみでも十分に位相情報を検出でき、または、他の片側にある他方の受光素子２９Ｂのみでも同じく十分に位相情報を検出できるからである。もちろん、両方の受光素子２９Ａ、２９Ｂで情報を同時に検出することもできる。ただし、測定対象物Ｇ１から回折されて各々の受光素子２９Ａ、２９Ｂに到達する光の位相は、光軸Ｌを境界とする受光素子２９Ａ、２９Ｂ間で逆相になる。従って、受光素子２９Ａ、２９Ｂで光電変換された相互に逆相の各々の位相情報の信号に基づいて信号比較器３３がコントローラ２３からの信号とを比較し、最終的にデータを処理してデータ処理部３４が測定対象物Ｇ１のプロフィル等の光学的距離の計測値を得ることになる。
As described above, the reason why the phase information can be detected only on one side of the two-divided light receiving area is that the boundary line S is a direction substantially perpendicular to the optical axis L direction of the
つまり、信号比較器３３が、前述の測定対象物Ｇ１で反射された走査ビームを光電変換した信号と走査ビームの基となるコントローラ２３の走査を指示する信号により測定対象物Ｇ１の位相情報を得て、この信号比較器３３と接続されたＣＰＵやメモリ等からなるデータ処理部３４にこの位相情報を送り込むことになる。これに伴い、データ処理部３４でこの位相情報を平面に対する走査情報とともに記録していき、測定対象物Ｇ１の表面についてのプロファイル情報等の計測値を簡単に導くことができる。
That is, the
以上より、本実施例によれば、面内の分解能が高く、しかも面外において高さや屈折率分布に対する分解能が高く、また、通常の結像光学系では取得不可能な空間周波数を取得して測定対象物Ｇ１の有する空間周波数情報を正確に再現することで、実効上分解能が高く空間周波数の欠損のない光学的距離計測装置が提供されるようになる。 As described above, according to the present embodiment, the in-plane resolution is high, and the resolution for the height and refractive index distribution is high outside the plane, and a spatial frequency that cannot be obtained by a normal imaging optical system is acquired. By accurately reproducing the spatial frequency information possessed by the measurement object G1, an optical distance measuring device having high effective resolution and no spatial frequency loss is provided.
これに伴って、このような本光学系を用いれば、２次元走査を行うたびに３次元計測データを取得することが可能となる。このため、本光学系によれば、細胞や微生物の状態変化や、この状態変化に伴うこれらの表面状態および内部状態の過渡的な変化等を、高速に観察、計測することができる。従って、製品化されている裸眼立体ディスプレイや偏光めがねを使用した３次元ディスプレイ等を用いることにより、３次元立体画像を表示することもできるので、教育や研究、医療において、有用な装置とすることができる。 Accordingly, if such an optical system is used, three-dimensional measurement data can be acquired every time two-dimensional scanning is performed. For this reason, according to the present optical system, it is possible to observe and measure the state change of the cells and microorganisms, the transient change of the surface state and the internal state accompanying the state change, etc. at high speed. Therefore, by using a commercially available autostereoscopic display or a three-dimensional display using polarized glasses, a three-dimensional stereoscopic image can be displayed, so that the apparatus is useful in education, research, and medicine. Can do.
尚、本光学系においては、図１に示す一つの２次元走査デバイス２６を用いた例で説明をしたが、単純な一方向だけのデータが必要なアプリケーションであれば、この２次元走査デバイスを１次元走査デバイスに置き換えても同様な効果が得られることになる。これらの１次元走査デバイスとして、ガルバノミラー、レゾナントミラー、回転ポリゴンミラー等を採用することができる。
In this optical system, the example using one two-
また、一つの２次元走査デバイス２６の替わりに、独立した１次元走査デバイスを、相互に直交したＸ方向用とＹ方向用の計２つ用意し、これらを瞳伝達レンズ系２５の前後に配置することによっても２次元走査デバイス２６と同様の機能を実現できる。なお、例えばマイクロマシーンの技術を用いたマイクロミラーデバイスを用いても良い。このマイクロミラーデバイスとしては、１次元用、２次元用ともに知られ製品化されている。さらに、１次元走査デバイスを１つと測定対象物Ｇ１を支持する図示しないテーブルとを相互に直交する形で採用することもできる。
Also, instead of one two-
以上述べたように、走査ビームの受光素子群２９で光電変換された信号とコントローラ２３からの２次元走査デバイス２６による走査の基準となる信号とを基にした測定対象物Ｇ１の位相情報から、定量的に光学的距離を算出することができる。
As described above, from the phase information of the measurement object G1 based on the signal photoelectrically converted by the light receiving
次に、本発明に係る光学的距離計測装置の実施例２を以下に図４を参照しつつ説明する。本実施例は、走査ビームが測定対象物を透過する透過光学系の装置とされている。
図４は、本実施例に係る透過光学系の装置を示すブロック図である。主要な光学系は前記反射光学系の装置と同じなので説明を割愛するが、この透過光学系の装置では、実施例１と比較して対物レンズ３１で集光された光が測定対象物Ｇ２を透過することになる。
Next, a second embodiment of the optical distance measuring device according to the present invention will be described below with reference to FIG. In the present embodiment, the apparatus is a transmission optical system in which a scanning beam passes through a measurement object.
FIG. 4 is a block diagram showing a transmission optical system apparatus according to this embodiment. Since the main optical system is the same as that of the reflection optical system, a description thereof will be omitted. However, in this transmission optical system, the light collected by the
また、本実施例では、透過光学系であることからビームスプリッター２７が不要になり、これに合わせて測定対象物Ｇ２を介した対物レンズ３１と反対側の位置に、受光素子群２９が配置されている。但し、実施例１と同様にこの受光素子群２９は、測定対象物Ｇ２のファーフィールド面に配置されているだけでなく、２つの受光素子２９Ａ、２９Ｂにより構成されている。
In this embodiment, since it is a transmission optical system, the
つまり、透過光学系の本装置の場合、図４に示すように対物レンズ３１の光軸Ｌの延長線上に受光素子群２９が配置されている。さらに、実施例１と同様に、走査ビームＬＡのスポットの中心となる光軸Ｌに沿った方向に対して略垂直な面上であってこの光軸Ｌを通る境界線Ｓを挟んで、受光素子２９Ａ、２９Ｂがそれぞれ位置している。このことから、境界線Ｓの片側にずれて受光素子２９Ａが位置し、これと境界線Ｓの反対側にずれて受光素子２９Ｂが位置していることになる。これに伴い、図４の透過光学系の装置でも、図１の反射光学系の装置と同様に受光素子群２９上において空間的にほぼ等位相になる。
That is, in the case of this apparatus of a transmission optical system, the light receiving
従って、実施例１と同様に、受光素子群２９を構成する受光素子２９Ａ、２９Ｂでそれぞれ光電変換された位相情報の信号及び、コントローラ２３からの２次元走査デバイス２６による走査の基準となる信号により、信号比較器３３が測定対象物Ｇ２の位相情報を得ることになる。最終的にデータを処理してデータ処理部３４が測定対象物Ｇ２のプロフィル等の光学的距離の計測値を得ることができる。この結果として、本実施例によっても、実効上分解能が高く空間周波数の欠損のない光学的距離計測装置が提供されるようになる。
Accordingly, similarly to the first embodiment, the phase information signal photoelectrically converted by the
特に、本実施例のように透過光学系の装置では、無染色、非侵襲で生きたままの細胞の状態変化をリアルタイムに観察できるので、ｉＰＳ、ＥＳ細胞の正常かどうかの検査やがん細胞の有無検査等に大きな役割を果たすことができる。これは、電子顕微鏡のような高倍率であっても生体を殺した状態でないと観測できない測定器とは大きく異なる特徴である。 In particular, in the transmission optical system as in this embodiment, it is possible to observe in real time the state change of cells that are not stained and non-invasive, so that iPS and ES cells can be examined for normality and cancer cells. It can play a big role in the presence or absence inspection. This is a feature that is greatly different from a measuring instrument such as an electron microscope that cannot be observed unless the living body is killed even at a high magnification.
他方、本実施例の変形例として、測定対象物Ｇ２を挟んで対物レンズ３１と反対側となる測定対象物Ｇ２の背後であって受光素子群２９の手前にレンズ４０を図５に示すように配置することが考えられる。つまり、測定対象物Ｇ２からの回折光となる走査ビームをこのレンズ４０にて平行光としたのち、受光素子群２９に導く形となる。このため、本変形例では、図５に示すように測定対象物Ｇ２を透過した走査ビームのフーリエ変換パターンがレンズ４０により平行光とされて受光素子群２９で受光される。但し、このレンズ４０により集光して受光素子群２９に走査ビームを導いてもよい。
On the other hand, as a modification of the present embodiment, as shown in FIG. 5, the
次に、測定対象物を透過した走査ビームがどのような情報をもたらすかを説明する。
説明を簡単にするために、試料である測定対象物が高さｈでピッチdの正弦波状の形状をしているものとすれば、光学的な位相θが以下の式で表される。
θ＝2π(h/λ)sin(2πx/d−θ０)・・・・・（１）式
測定対象物から回折された光の振幅Ｅは、焦点距離ｆだけ離れた面においては、（１）式のフーリエ変換と対物レンズ３１の開口とのコンボリューションとして、与えられるので、以下のように表される。ただし、（１）式の位相のフーリエ変換であるベッセル関数は±１次まで取るものとする。
Next, what kind of information the scanning beam that has passed through the measurement object provides will be described.
In order to simplify the explanation, if the measurement object as a sample has a sine wave shape with a height h and a pitch d, the optical phase θ is expressed by the following equation.
θ = 2π (h / λ) sin (2πx / d−θ0) (1) The amplitude E of the light diffracted from the object to be measured is (1) on the surface separated by the focal length f. ) Is given as a convolution of the Fourier transform of the expression and the aperture of the
この（２）式を一般化して考えることができる。すなわち、位相パターンは、上記したピッチｄがさまざまなピッチの集合体と考えられるので、０次回折光の振幅M0とこの０次回折光に対する１次回折光の振幅M1の位相差をθ0とした場合、光の振幅Ｅは以下のように与えられる。空間周波数の正の領域では、下記（３）式で光の振幅Ｅが表され、また、空間周波数の負の領域では、下記（４）式で光の振幅Ｅが表される。 This equation (2) can be generalized and considered. That is, since the phase pattern is considered to be an assembly of the above-mentioned pitch d of various pitches, the phase difference between the amplitude M 0 of the 0th-order diffracted light and the amplitude M 1 of the 1st-order diffracted light with respect to the 0th-order diffracted light is defined as θ 0 . In this case, the light amplitude E is given as follows. In the positive region of the spatial frequency, the light amplitude E is expressed by the following equation (3), and in the negative region of the spatial frequency, the light amplitude E is expressed by the following equation (4).
これは、測定対象物で回折された光の±１次回折光が０次回折光に対して、定性的に常に逆位相同士となるからである。ここで、（３）式、（４）式の回折光は、光軸Ｌに沿った方向に対して略垂直な面上でこの光軸Ｌを通る境界線Ｓを挟んで２分割された領域にそれぞれ配置された受光素子群２９の各受光素子２９Ａ、２９Ｂでそれぞれ受光されることになる。
This is because the ± 1st order diffracted light of the light diffracted by the measurement object is always qualitatively opposite in phase with respect to the 0th order diffracted light. Here, the diffracted light of the formulas (3) and (4) is divided into two on a plane substantially perpendicular to the direction along the optical axis L with a boundary line S passing through the optical axis L interposed therebetween. Are received by the
ここで、上記実施例では、半導体レーザーとされるレーザー光源２１を一定光量で発振させたレーザー光が、２次元走査デバイス２６により速度vを有する走査ビームとして、測定対象物Ｇ１、Ｇ２上で走査されつつ照射されることになる。この測定対象物Ｇ１、Ｇ２の部分での回折光により、受光素子群２９の何れか片側の例えば受光素子２９Ａでは以下の式のようにＥを表すことができる。ここで、Ｅ0は光の振幅である。また、本説明では受光素子２９Ａを用いるが、受光素子２９Ｂでも同様のことが言える。
Here, in the above embodiment, the laser light generated by oscillating the
したがって、受光素子群２９の例えば受光素子２９Ａで観測される強度Ｉは下記（５）式で表される。ここで、Ｉ0は照射された光強度である。
Therefore, the intensity I observed by, for example, the
また、測定対象物Ｇ１、Ｇ２に対して走査ビームは速度vで走査されるので、初期位相θ0はθ0=2πvt/d＝2πftとなる。受光素子２９Ａで受光され光電変換された信号は、測定対象物Ｇ１、Ｇ２の有する空間周波数1/dが電気的な周波数fに変換されたことになる。
Further, since the scanning beam is scanned at the velocity v with respect to the measuring objects G1 and G2, the initial phase θ0 is θ0 = 2πvt / d = 2πft. In the signal received and photoelectrically converted by the
次に、この光電変換された電気信号の強度Ｉの（５）式を実質的に直流成分と交流成分に分離する。この分離は、コンデンサによる平滑処理等で行ってもよいし、Ａ／Ｄ変換したのちにデジタル的な処理により行ってもよい。この結果として下記（６）式、（７）式より直流成分ＤＣと交流成分ＡＣが得られる。 Next, the equation (5) of the intensity I of the photoelectrically converted electric signal is substantially separated into a DC component and an AC component. This separation may be performed by a smoothing process using a capacitor or the like, or may be performed by digital processing after A / D conversion. As a result, a DC component DC and an AC component AC are obtained from the following equations (6) and (7).
通常の細胞や透明体を測定対象物Ｇ１、Ｇ２とした場合、周りの媒質と測定対象物Ｇ１、Ｇ２との間の屈折率差が非常に小さいので、０次回折光に比較して１次回折光を含む高次の回折光の強度は、非常に小さい。このため、M0＞M1とみなせるのに伴って、（６）式、（７）式は下記（８）式、（９）式となる。 When normal cells or transparent bodies are the measurement objects G1 and G2, the difference in refractive index between the surrounding medium and the measurement objects G1 and G2 is very small. The intensity of high-order diffracted light including is very small. Therefore, as it can be considered that M0> M1, the expressions (6) and (7) become the following expressions (8) and (9).
次に、交流成分ＡＣに２つの演算を施す。
具体的には、受光素子２９Ａから得た電気信号を９０度の位相シフターの素子を介するか、或いはＡ／Ｄ変換したのちにヒルベルト変換を行うことなどにより、下記（１０）式が得られる。また、交流成分ＡＣの信号を微分回路に通すか、或いはデジタル的な差分を取ることにより、下記（１１）式が得られる。
Next, two operations are performed on the AC component AC.
Specifically, the following equation (10) is obtained by performing the Hilbert transform after the electrical signal obtained from the
そして、（１０）式の信号と（１１）式の信号の比を取ることにより、ε＝2πｆを得ることができる。さらに、Achの信号を微分回路に通すか、或いはデジタル的な差分を取ることにより、下記（１２）式が得られる。 Then, ε = 2πf can be obtained by taking the ratio of the signal of equation (10) and the signal of equation (11). Further, the following equation (12) is obtained by passing the Ach signal through a differentiating circuit or taking a digital difference.
他方、（１２）式の信号と（９）式の信号の比を取ることによっても、同様にε=２πｆを得ることができる。ただし、この時、２つのεは分母が正弦関数と余弦関数となるために、いずれかで計算した場合、値が無限大になることがある。このため、分母がより０に近いほうを採用しないなどの手法により、発散する問題を避けて計算精度を高めることができる。
以上より、改めて（１）式の位相情報を表記すると、下記（１３）式となる。
On the other hand, ε = 2πf can be similarly obtained by taking the ratio of the signal of the expression (12) and the signal of the expression (9). However, at this time, since the denominators of the two ε are a sine function and a cosine function, the values may be infinite when calculated by either. For this reason, it is possible to improve the calculation accuracy by avoiding the problem of divergence by a method such as not adopting a denominator closer to 0.
From the above, when the phase information of the formula (1) is written again, the following formula (13) is obtained.
ここでΘ=2πｘ/ｄ-θ0であり、θ0は初期位相を表しているのでこのθ0を無視すると、Θ=2πftのように書くことができる。この際、f=v/dと表わされるので、周波数ｆと空間周波数1/dが比例関係となる。
以上に対して、求めたいのは（１３）式に基づいて下記（１４）式による値である。
Here, Θ = 2πx / d−θ0, and θ0 represents the initial phase, so if this θ0 is ignored, it can be written as Θ = 2πft. At this time, since f = v / d, the frequency f and the
On the other hand, what is desired to be obtained is a value according to the following equation (14) based on the equation (13).
上記したように、通常の細胞や透明体を測定対象物Ｇ１、Ｇ２とした場合、周りの媒質と測定対象物Ｇ１、Ｇ２との屈折率差が非常に小さいので、０次回折光に比較して１次回折光を含む高次の回折光の強度は、非常に小さい。これは（１３）式の位相項において、０次のベッセル関数が大きな値となり、２次以降の値を無視できることに相当する。したがって、この（１４）式のように書くことができ、この（１４）式に基づき下記式が求まる。 As described above, when normal cells or transparent bodies are used as the measurement objects G1 and G2, the difference in refractive index between the surrounding medium and the measurement objects G1 and G2 is very small. The intensity of the high-order diffracted light including the first-order diffracted light is very small. This corresponds to the fact that the zero-order Bessel function becomes a large value in the phase term of the equation (13), and the values after the second order can be ignored. Therefore, the following equation can be obtained based on this equation (14).
ここで、単一の空間周波数ではなく、いろいろな空間周波数よりなる測定対象物Ｇ１、Ｇ２を考えた場合、（３）式、（４）式のようにこの式を一般化することができる。
すなわち、最終的に下記(１５) 式の位相を求めればよいことになる。
Here, when measuring objects G1 and G2 having various spatial frequencies instead of a single spatial frequency are considered, these equations can be generalized as equations (3) and (4).
That is, the phase of the following equation (15) may be finally obtained.
そして、θ=（２π/λ）nhの式より光学的距離nhを算出することができる。例えば（８）式及び（１０）式を基にして（１５）式を計算して求めることができる。これらの演算は、ヒルベルト変換を複数回行ったり、或いは微分や差分を複数回行ったりすることでも、可能である。 Then, the optical distance nh can be calculated from the equation θ = (2π / λ) nh. For example, it can be obtained by calculating equation (15) based on equations (8) and (10). These calculations can also be performed by performing Hilbert transform a plurality of times, or performing differentiation and difference a plurality of times.
上記のように数学的には（１５）式を求めることができるが、光学的にはM0とM1はレンズによって取得できる空間周波数が制限を受ける。対物レンズ３１の光軸Ｌを境界とした片側に例えば受光素子２９Ａが配置されているが、カットオフ周波数の半分の空間周波数を中間周波数（ａ／λｆ）と定義すると、この受光素子２９Ａで得られる空間周波数は、いわゆるＭＴＦ曲線を表す図６に示すグラフの実線Ａ１のようになる。
具体的には、空間周波数が０の低域から中間周波数（ａ／λｆ）に向かうにつれて空間周波数は増加し、中間周波数から空間周波数が２ａ／λｆの高域に向かうにつれて空間周波数は減少することになる。
これは、０次回折光と１次回折光の干渉のみが変調度に寄与するからである。つまり、低域から中間周波数までは、０次回折光と±１次回折光が重なる部分が生じるが、この部分では変調度に寄与せず、中間周波数から高域までは、０次回折光と１次回折光の重なる部分が減少していくからである。ここで、aは対物レンズ３１の開口半径を、ｆは対物レンズ３１の焦点距離を、また、λはレーザー光の波長を表す。
また、上記したようにεより周波数が算出されるが、走査速度はあらかじめわかっているので、この算出された周波数はパターンを構成している空間周波数の総体を表していることになる。したがって、空間周波数の逆数であるパターンの主要なピッチが走査方向に沿ってリアルタイムに計測することもできる。
As described above, equation (15) can be mathematically obtained, but optically, M 0 and M 1 are limited in the spatial frequency that can be obtained by the lens. For example, a
Specifically, the spatial frequency increases from the low frequency range of 0 toward the intermediate frequency (a / λf), and the spatial frequency decreases from the intermediate frequency toward the high frequency range of 2a / λf. become.
This is because only the interference between the 0th-order diffracted light and the 1st-order diffracted light contributes to the modulation degree. That is, a portion where the 0th order diffracted light and the ± 1st order diffracted light overlap is generated from the low range to the intermediate frequency, but this portion does not contribute to the modulation degree, and the 0th order diffracted light and the first order diffracted light are provided from the intermediate frequency to the high range. This is because the overlapping part of the number decreases. Here, a represents the aperture radius of the
Further, as described above, the frequency is calculated from ε, but since the scanning speed is known in advance, the calculated frequency represents the total of the spatial frequencies constituting the pattern. Therefore, the main pitch of the pattern, which is the reciprocal of the spatial frequency, can be measured in real time along the scanning direction.
ここで、測定対象物Ｇ１、Ｇ２にレーザー光を速度ｖで走査しつつ照射して情報を取得すると、前述したように走査に伴い周波数変調をうけ、これが空間周波数と比例関係になる。 したがって、εとして算出した周波数は、走査している空間周波数を表していることになり、レンズ等の光学系で取得できなかった周波数を図６のＭＴＦ曲線に当てはめ、このＭＴＦ曲線を実線Ｂ１のようにフラットにするような変換を取得データごとに行っていくこととする。この結果として、取得された空間周波数のゲインを随時変更することになり、本手法によりリアルタイムに正しい光学的距離を算出できるようになる。 Here, when information is acquired by irradiating the measurement objects G1 and G2 with laser light while scanning at a speed v, as described above, frequency modulation is performed along with the scanning, and this is proportional to the spatial frequency. Therefore, the frequency calculated as ε represents the spatial frequency of scanning, and the frequency that could not be acquired by an optical system such as a lens is applied to the MTF curve in FIG. 6, and this MTF curve is represented by a solid line B1. Thus, it is assumed that conversion for flattening is performed for each acquired data. As a result, the gain of the acquired spatial frequency is changed as needed, and the correct optical distance can be calculated in real time by this method.
一方、横分解能を向上させる目的で、対物レンズ３１の光軸Ｌに対して、傾けた光学系を配置し、０次回折光の一部と高い空間周波数を有する１次回折光をこの傾けた光学系において重ね合わせることで、ＭＴＦの改善を図る手法が例えば特開２０１５−４６４３等の公報により、知られている。この手法においても、ＭＴＦ曲線がどのようになるかが予め分かっているので、上記手法によりさらに高い空間周波数まで修正が可能となる。このことで、横分解能を高くする必要のあるような測定対象物Ｇ１、Ｇ２に対しても、信頼度の高い光学的距離を測定することが可能となる。
On the other hand, for the purpose of improving the lateral resolution, an optical system tilted with respect to the optical axis L of the
他方、周波数の測定が走査画素ごとに行えるので、測定対象物Ｇ１、Ｇ２を観察する観察者が強調したい空間周波数等を簡単に設定でき、見たい部分の強調や背景に隠れてしまうような部分を表示することができる。このように空間周波数を簡単にフレキシブルに変更できるのに伴い、空間周波数の帯域をいくつかに分け、それぞれの帯域において観察者がゲインを手動等で設定できるようにしておくことにより、画像に対して一種のイコライザーを自由に行うことがきるようになる。 On the other hand, since the frequency measurement can be performed for each scanning pixel, the spatial frequency or the like that the observer who observes the measurement objects G1 and G2 wants to emphasize can be easily set, and the portion that is hidden in the background or emphasized in the background. Can be displayed. As the spatial frequency can be easily and flexibly changed in this way, the spatial frequency band is divided into several parts, and the observer can set the gain manually in each band. It is possible to perform a kind of equalizer freely.
また、光学系の有する横分解能の限界は検出できる周波数の上限にあたるので、この上限の周波数よりも十分に高い周波数でサンプリングし、このサンプリングしたデータに基づき、時系列で流れてくるデータを加算することで、ランダムノイズを軽減することができる。この結果として、計測データの精度の向上および３次元画像の表示の際におけるノイズの軽減につながる。さらに、走査速度は一定なので、加算のデータ数を変更することにより、実質的に画像を表示する範囲を変更することが可能となる。したがって、照射に使用した対物レンズのＮＡを実質的に変更することなく、視野範囲をある程度任意に拡大縮小することが可能となる。 Since the limit of the lateral resolution of the optical system is the upper limit of the detectable frequency, sampling is performed at a frequency sufficiently higher than the upper limit frequency, and data flowing in time series is added based on the sampled data. Thus, random noise can be reduced. As a result, the accuracy of measurement data is improved and noise is reduced when a three-dimensional image is displayed. Furthermore, since the scanning speed is constant, it is possible to substantially change the image display range by changing the number of data to be added. Therefore, the field of view range can be arbitrarily enlarged or reduced to some extent without substantially changing the NA of the objective lens used for irradiation.
すなわち、本手法によれば、横分解能を一定に保ったまま、視野範囲だけを変更することができるという大きな特徴を有する。さらに、走査素子であるＭＥＭＳや共振ミラー等に対して、水平走査方向の走査範囲をコントロールする電圧を変更して走査範囲を変更する機能と併用すれば、さらに自由に３次元画像の拡大縮小が、横分解能を変えることなく行うことができる。 That is, according to this method, there is a great feature that only the visual field range can be changed while keeping the horizontal resolution constant. Further, if the scanning element MEMS or the resonant mirror is used together with a function for changing the scanning range by changing the voltage for controlling the scanning range in the horizontal scanning direction, the three-dimensional image can be further freely enlarged and reduced. This can be done without changing the lateral resolution.
なお、一般的には屈折率差が非常に小さいのでM1＜M0としたが、より具体的には（９）式、（１０）式の比を算出し、2πｆｔの量を（７）式に代入し、（６）式、（７）式よりM1/M0を求めてもよい。さらに、走査によりレーザー光とされる照射光を変調することにより、測定対象物Ｇ１、Ｇ２から離れたファーフィールドに配置し且つ光軸Ｌに沿った方向に対して略垂直な面上でこの光軸Ｌを通る境界線Ｓを挟み区分けされた片側の領域において受光素子２９Ａによりこの走査ビームを受光して検出（光電変換）することで、測定対象物Ｇ１、Ｇ２の光学的距離を簡単に検出できる。
In general, since the refractive index difference is very small, M 1 <M 0 is set, but more specifically, the ratio of the formulas (9) and (10) is calculated, and the amount of 2πft is set to (7) Substituting into the equation, M 1 / M 0 may be obtained from equations (6) and (7). Further, by modulating the irradiation light that is converted into a laser beam by scanning, this light is disposed on a surface that is disposed in the far field away from the measurement objects G1 and G2 and is substantially perpendicular to the direction along the optical axis L. The optical distance between the measuring objects G1 and G2 can be easily detected by receiving and detecting (photoelectric conversion) the scanning beam by the
この一方、前記境界線Ｓで区分けされた領域と逆側の領域では、受光素子２９Ｂにより位相が反転した量として走査ビームを受光して検出（光電変換）できる。このため、両方の領域の位相情報を独立して検出した後にこれら位相情報の平均値を算出すれば、ノイズ等の影響を軽減することができる。
On the other hand, in a region opposite to the region divided by the boundary line S, the scanning beam can be received and detected (photoelectric conversion) as an amount whose phase is reversed by the
特に、細胞のように屈折率がわずかに異なるような物質で構成されるような物体を可視化するには、極めて微弱な検出信号となり、ノイズは極力抑え、信号を増幅しなくてはならない。このような場合、ノイズの帯域からできるだけ離れた周波数領域で信号を取得することが必要となる。 In particular, in order to visualize an object made of a substance having a slightly different refractive index, such as a cell, it becomes a very weak detection signal, noise must be suppressed as much as possible, and the signal must be amplified. In such a case, it is necessary to acquire a signal in a frequency region as far as possible from the noise band.
以上のように、走査に基づく信号と受光素子２９Ａや受光素子２９Ｂで検出された信号とにより、簡単に位相物体を可視化することができる。また、この信号を適正に処理することで、計測値を算出するとともに、取得した空間周波数を同定できる。これに基づき、測定対象物が本来有する空間周波数を再現し、より正確に測定対象物の光学的距離を算出することができる。
As described above, the phase object can be easily visualized by the signal based on the scanning and the signal detected by the
また、透過光学系の場合には、前述の実施例により細胞や微小生物等の可視化を簡単な装置で実現できるので、ミクロな３次元デジタイザーとして教育やホビーで利用することができる。このようにすると、昨今の３次元プリンタと前述の実施例による装置とを組み合わせて使用することにより、生きたままの状態で染色等の処理をせずに、簡単に細胞***の経過や微小生物の細胞内部の器官の３次元立体像を、３次元模型として表すことができるようになる。 In the case of a transmission optical system, since the visualization of cells, micro-organisms and the like can be realized with a simple device according to the above-described embodiment, it can be used as a micro three-dimensional digitizer in education and hobby. In this way, by using a combination of a recent three-dimensional printer and the apparatus according to the above-described embodiment, the process of cell division and micro-organisms can be easily performed without processing such as staining in a living state. The three-dimensional stereoscopic image of the organ inside the cell can be expressed as a three-dimensional model.
次に、本発明に係る光学的距離計測装置の実施例３を以下に図７を参照しつつ説明する。本実施例は、反射光学系の装置及び透過光学系の装置に適用できるものである。 Next, Embodiment 3 of the optical distance measuring apparatus according to the present invention will be described below with reference to FIG. This embodiment can be applied to a reflection optical system apparatus and a transmission optical system apparatus.
実施例１、２では、受光素子群２９を構成する受光素子２９Ａ、２９Ｂが、走査ビームＬＡの光軸Ｌに沿った方向に対して略垂直な面上であってこの光軸Ｌを通る境界線Ｓを挟んで、２分割された領域にそれぞれ位置されている。これに対して本実施例では、測定対象物Ｇ１、Ｇ２の面内の水平方向及び垂直方向でそれぞれの情報を取得可能なように、図７に示す４分割された受光素子２９Ａ〜２９Ｄとした。
In the first and second embodiments, the
つまり、境界線Ｓとこの境界線Ｓに対して照射光の光軸Ｌ上で交差する交差境界線ＫＳとで区画された各領域内に受光素子２９Ａ〜２９Ｄを配置することとした。そして、測定対象物Ｇ１、Ｇ２の面内の水平方向及び垂直方向それぞれの情報をこれら４つの受光素子２９Ａ〜２９Ｄで個々に取得することにより、より詳細なデータが得られることになる。さらにこれだけで無く、これらの内のいずれか１つの受光素子でも位相情報を十分に取得する事が可能となる。これに伴い、より小型で低コストの受光素子を採用しても良くなり、この小型の受光素子が受光した僅かな位相情報であっても、計測部が必要な計測値を得ることができる。尚、本実施例では４分割の領域に分けたが、４分割以上の領域に分けて４つ以上の受光素子を採用した構造としても良い。
That is, the
本発明に係る光学的距離計測装置の実施例４について図８を参照しつつ、以下に説明する。
図８は、本実施例の光学的距離計測装置の構成を示す概略図である。本実施例は測定対象物Ｇ２を透過した走査ビームに対して横分解能を向上させつつ処理するために、例えば実施例２の透過光学系の装置の下部にこの図に示す傾けた光学系を配置するものである。尚、図８において、瞳伝達レンズ系２５、３０、２次元走査デバイス２６、信号比較器３３及びデータ処理部３４等の光学系は図示を省略し、また、受光素子群２９の替わりに受光素子５０を採用している。
FIG. 8 is a schematic diagram showing the configuration of the optical distance measuring device of the present embodiment. In the present embodiment, in order to process the scanning beam transmitted through the measuring object G2 while improving the lateral resolution, for example, the inclined optical system shown in this figure is arranged in the lower part of the transmission optical system of the second embodiment. To do. In FIG. 8, the optical systems such as the pupil
そして、本実施例では、対物レンズ３１の光軸Ｌとされる０次回折光の光軸に対して、レンズ３６を傾斜して設置している。具体的には、測定対象物Ｇ２を透過した０次回折光の一部と１次回折光の一部とを、０次回折光の光軸Ｌと１次回折光の光軸Ｌ１との間の中間的な傾き角を有した光軸Ｌ３だけ傾けた状態のレンズ３６に取り入れる。このことで、０次回折光の一部だけでなく、同じレンズを用いた場合に比較してより高い空間周波数を有した１次回折光の一部を取り入れて、結像光学系にてこれら０次回折光と１次回折光の干渉を実現している。なお、図示しないものの、本実施例においては、光軸Ｌに対して対象な位置に同様な光学系が配置されている。
In this embodiment, the
さらに本実施例では、レンズ３６を傾けて０次回折光の一部と１次回折光の一部を取得し、このレンズ３６により平行光束にした回折光同士をレンズ５２にて集光する。このレンズ５２により回折光同士が焦点近傍で重なり合って、実質的に干渉する。ただし、０次回折光と±１次回折光との干渉ではないので、測定対象物Ｇ２自体の結像とは異なる。
Further, in this embodiment, the
さらに、レンズ５２の実効的な焦点距離を長くすることで、干渉縞のピッチを広げることができる。もし、レンズ３６とレンズ５２の焦点距離が同じであれば、当然等倍となり、測定対象物Ｇ２の空間周波数となる。これに対して、他方の−１次回折光の光学系にて干渉された結果は、ピッチがずれた干渉縞となる。しかしながら、干渉縞のピッチに対して受光素子が大きいと、±１次回折光を受光する素子の位置あわせが困難になる。
Furthermore, by increasing the effective focal length of the
そこで、拡大光学系５３により干渉縞自体を拡大し、受光素子５０の大きさにほぼ等しくすれば、±１次回折光で自然と逆位相となるので、０次回折光がバイアスになるような形で明暗が逆になる。この様にすれば、極めて簡単に空間周波数の高い領域まで、情報を取得することができ、ＭＴＦの改善が図れる。このことで、横分解能を高くする必要のあるような測定対象物Ｇ２に対しても、信頼度の高い光学的距離を測定することが可能となる。本実施例の場合、レンズ５２を用いているので、このレンズ５２に入射される０次回折光と１次回折光の位相差がそのまま反映される程度の波面収差は許容される。したがって、高額なレンズを用いる必要性はない。また、詳細には述べないが、拡大光学系５３を省略し、レンズ５２の焦点からずらせたデフォーカス位置に受光素子５０を配置してもよい。この時、２次の波面の波面ひずみより干渉縞のコントラストを低下させることができ、実質的に０次回折光とそれ以外の回折光を重ね合わせた効果をもたらすことができる。
Therefore, if the interference fringes themselves are magnified by the magnifying
ここで、具体的に受光素子の調整方法を簡単に述べる。
測定対象物Ｇ２から抽出される情報が位相情報である場合、１次回折光と０次回折光との間及び、−１次回折光と０次回折光との間の２系統で行い、一方の受光素子が最大光量のときに他方の受光素子でほぼ０になるように、受光素子を調整する。測定対象物Ｇ２から抽出される情報が強度情報である場合には、１次回折光と０次回折光との間及び、−１次回折光と０次回折光との間の２系統で行い、一方の受光素子が最大光量のときに他方の受光素子でも最大になるように、受光素子を調整する。
Here, a method for adjusting the light receiving element will be briefly described.
When the information extracted from the measurement object G2 is phase information, it is performed in two systems between the first-order diffracted light and the 0th-order diffracted light and between the −1st-order diffracted light and the 0th-order diffracted light. The light receiving element is adjusted so that the other light receiving element becomes almost zero at the maximum light amount. When the information extracted from the measurement object G2 is intensity information, it is performed in two systems between the first-order diffracted light and the 0th-order diffracted light and between the −1st-order diffracted light and the 0th-order diffracted light, The light receiving element is adjusted so that when the element has the maximum light amount, the other light receiving element is maximized.
なお、本実施例においては、焦点距離が多少異なるレンズであっても、お互いの受光素子の受けとる光量に大きな変化がなく、レンズ面内の波面収差が大きくなければ、干渉縞のピッチが多少変わる程度なので、そのまま用いることができる。また、取得できる空間周波数の限界は、１．５倍程度となる。この光学系は、レンズ系だけを用いて構成しているので、非常にシンプルで、外乱に対しても強い。 In this embodiment, even if the lenses have slightly different focal lengths, the light amounts received by the light receiving elements are not significantly changed, and if the wavefront aberration in the lens surface is not large, the pitch of the interference fringes changes somewhat. It can be used as it is. Moreover, the limit of the spatial frequency that can be acquired is about 1.5 times. Since this optical system is constructed using only the lens system, it is very simple and resistant to disturbance.
さらに、上記実施例では、各受光素子が境界線で区画された何れかの側に位置しているが、境界線を跨いで受光素子を配置しても良い。この場合でも、境界線の片側にずれた形で受光素子が位置していれば良い。 Furthermore, in the above-described embodiment, each light receiving element is located on either side of the boundary line, but the light receiving element may be disposed across the boundary line. Even in this case, it is only necessary that the light receiving element is positioned so as to be shifted to one side of the boundary line.
以上、本発明に係る各実施例を説明したが、本発明は前述の各実施例に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することができる。 As mentioned above, although each Example concerning this invention was described, this invention is not limited to each above-mentioned Example, A various deformation | transformation can be implemented in the range which does not deviate from the meaning of this invention.
本発明の光学的距離計測装置は、測定対象物である試料との間の距離や試料の形状を計測できるだけでなく、顕微鏡等のさまざまな種類の測定機器に適用可能となる。また、本発明の光学的距離計測装置は、顕微鏡だけでなく、さまざまな種類の光学機器や波動を有する電磁波を用いた計測機に適用でき、これら光学機器や波動を有する電磁波を用いた計測機の分解能を向上することができるものである。 The optical distance measuring device according to the present invention can be applied not only to the distance to the sample that is the measurement object and the shape of the sample, but also to various types of measuring instruments such as a microscope. The optical distance measuring device of the present invention can be applied not only to a microscope but also to various types of optical devices and measuring devices using electromagnetic waves having waves, and these optical devices and measuring devices using electromagnetic waves having waves. Resolution can be improved.
２１ レーザー光源（光源）
２２ コリメーターレンズ
２３ コントローラ
２５ 瞳伝達レンズ系
２６ ２次元走査デバイス（走査素子、２次元走査素子）
２７ ビームスプリッター
２９ 受光素子群
２９Ａ〜２９Ｄ 受光素子
３０ 瞳伝達レンズ系
３１ 対物レンズ
３３ 信号比較器（計測部）
３４ データ処理部（計測部）
Ｇ１、Ｇ２ 測定対象物
Ｌ 光軸
ＬＡ 走査ビーム
Ｓ 境界線
21 Laser light source
22
27
34 Data processing unit (measurement unit)
G1, G2 Measuring object L Optical axis LA Scanning beam S Boundary line
Claims (11)
光源からの照射光を走査させて測定対象物に送る走査素子と、
走査に伴い測定対象物を経由して変調された照射光を受光して光電変換する受光素子と、
該受光素子で光電変換された信号により測定対象物の位相情報を得ると共に、この位相情報に基づき測定対象物についての計測値を得る計測部と、
を含み、０次回折光と１次回折光との間の光学的な位相ずれに前記位相情報が相当し、
０次回折光と１次回折光の重なる部分が減少していく周波数帯域において、空間周波数のゲインを随時変更してＭＴＦ曲線をフラットにすることで光学的距離を算出して、測定対象物についての計測値とする光学的距離計測装置。 A light source that emits coherent illumination light;
A scanning element that scans irradiation light from a light source and sends it to a measurement object;
A light receiving element that receives and photoelectrically converts irradiation light modulated via a measurement object in accordance with scanning; and
Together to obtain the phase information of more objects to be measured. No. signal which is photoelectrically converted by the light receiving element, a measuring unit obtaining a measured value for the measured object based on the phase information,
Only contains the phase information is equivalent to 0 optical phase shift between the diffracted light and 1-order diffracted light,
In the frequency band where the overlapping portion of the 0th-order diffracted light and the 1st-order diffracted light decreases, the optical distance is calculated by changing the gain of the spatial frequency as needed to make the MTF curve flat, and the measurement of the measurement object is performed. Optical distance measuring device as a value .
Θ=2πftΘ = 2πft
tanθ=２Ｍ1sinΘ／Ｍ0tanθ = 2M1sinΘ / M0
の式に基づきθ=（２π/λ）nhの式より光学的距離nhを算出して、測定対象物についての計測値とする請求項１に記載の光学的距離計測装置。The optical distance measuring device according to claim 1, wherein the optical distance nh is calculated from an equation of θ = (2π / λ) nh based on the equation of
照射光をこれら２つの受光素子がそれぞれ受光する請求項１から請求項３の何れかに記載の光学的距離計測装置。 There are two light receiving elements across the boundary,
The optical distance measuring device according to any one of claims 1 to 3, wherein the two light receiving elements respectively receive irradiation light.
測定対象物で反射して測定対象物から戻ってきた照射光をこのビームスプリッターが反射することで、前記受光素子が測定対象物を経由した照射光を受光する請求項１から請求項９の何れかに記載の光学的距離計測装置。 A beam splitter is disposed between the light source and the measurement object,
The illumination light that has returned from the object to be measured is reflected by the object by the beam splitter is reflected, any of claims 1 to 9, wherein the light receiving element for receiving the illuminating light passed through the measurement object An optical distance measuring device according to claim 1.
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