JP5416883B2 - System and method for phase measurement - Google Patents

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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。 The present invention relates to relates generally to phase measurement of light, in particular also usable optical interference and phase measurement in a semiconductor component testing not only the study of cell physiology.
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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。 The present invention is by grant number (Grant No.) P41-RR02594 from the National Health Institute (National Institutes for Health), was totally or partially aid. 政府は本発明の或る権利(certain rights)を有する。 The Government has certain rights in this invention (certain rights).

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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。 This application is a continuation application part of Patent Document 1 is a continuation application part of the patent document 2, claims the benefit of Patent Document 3. 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。 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。 Phase-based optical interferometry inspection techniques (Phase-based optical interferometric techniques) are widely used in optical distance measuring requiring less distance sensitivity wavelength (sub-wavelength distance sensitivity). 光学的距離(Optical distance)は屈折率と長さの積として規定される。 Optical distance (Optical distance) is defined as the product of the refractive index and length. 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。 However, such techniques often are files are organized in which may be defined as the difficulty in determining the interference fringes of axial scan away from each other, 2 [pi ambiguity (2πambiguity) or integer ambiguity (integer The ambiguity) the problem is widely known Te restricted. 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)、 Unmodified harmonic phase based (Unmodified harmonic phase based) low coherence interferometry test (low coherence interferometry) (LCI) method, if the phase difference of the optical distance is measured by LCI wrap over the 2 [pi (wrap If gradually increased to be tracked through-over-), difference optical distance (differential optical distance),

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、 It is those that may be used for determining, where L is the physical distance,

は、それぞれ波長λ とλ に於ける屈折率である。 Is in refractive index to the wavelength lambda 1 and lambda 2 respectively. 例えば、溶液内のDNA用の 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。 To determine the is the DNA concentration is gradually increased in the measuring cuvette. 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。 Such measurement approach operates well in a controlled environment, comprising the sample to less operability (manipulability) be implemented in only situation is difficult. 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 For example, the method one of the fixed slabs of the material to be bound to keep the whole (fixed slab of
material)では働かない。 material) does not work in.

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。 Problem unmodified LCI has been described herein as 2π ambiguity problem lies in the fact that not tell the interference fringes of axial scan away from each other (interference fringes). 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。 It is a problem that plagues most phase-based specific optical interferometry techniques (most phase-based optical interferometric techniques). 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。 As a result, these techniques can not determine the optical distance absolutely. 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。 Thus, these techniques often depends on the evaluation or time of the phase unwrapping through phase comparison between or short specific increment between adjacent points (phase unwrapping) is possible, the continuous surface weave (texture) detection of the distance change, are used to, such as the application.

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。 In many applications, it is important to quantitatively measure the phase of the light reflected samples to or from transmitting. 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 particular, to form a strong probe the structure and function of a cell which does not light phase are alive with or alive reflected from the transmission or the biological sample.

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。 Interferometry test (Interferometry) are versatile technique for measuring the phase of light. 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。 One common problem with quantitative interferometer testing vibration, which is susceptible of air movement, and the phase noise due to such disturbances thermal draft (susceptability). 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。 There remains a Nidzu of phase measurement for the system to solve the phase noise problem.

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。 Interferometry test is a way to access the phase information associated with the specimen (Specimen). 位相差顕微鏡検査及びノマルスキー顕微鏡検査(phase contrast Phase contrast microscopy and Nomarski microscopy (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。 and Nomarski microscopy) such technology uses the optical phase as the only contrast agent, do not provide quantitative information about its size. 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。 Some techniques for measuring the phase of light transmitted through the almost clear sample exists. 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。 These include a digitally recorded interference microscopy (digital recorded interference microscopy) (DRIMAPS), non-interference measurement detection of the phase profiles through the luminance transfer equation and (noninterferometric detection), the.

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。 Reflection interferometry tests detect much shorter than the wavelength of light used (sensitivity) are possible. 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。 Measurement of a fraction 1 nanometer following scale is usually in metrology (metrology) and microstructure characterization (microstructure characterization). 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。 However, most studies have been done in the interferometer test nanometer scale weak reflection of the sample, such as biological cells and tissues. 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。 Optical coherence tomography E (Optical coherence tomography), interferometry inspection techniques used in the biological sample, rather primarily involved in amplitude than the interference of the phase of the reflected light, thus resolution is typically 2-20 micrometers in it, 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。 Reflection interferometry test phase reference came used to measure the volume change of the single layer of cells. 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。 Harmonic phase based interferometer that is used requires two sources (source), and relatively slowly (5 Hz), has a phase sensitivity of about 20mrad over this bandwidth. 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。 Thus, solving the phase noise problem, there remain Nidzu a valid system for phase measurement to help develop a variety of imaging applications.
米国特許出願公開第10/823、389号明細書、2004年4月13日出願 US Patent Application Publication No. 10 / 823,389, filed Apr. 13, 2004 米国特許出願公開第10/024、455号明細書、2001年12月18日出願 US Patent Application Publication No. 10 / 024,455, filed December 18, 2001 米国特許仮出願公開第60/479,732号明細書、2003年6月19日出願 U.S. Provisional Patent Application Publication No. 60 / 479,732, filed Jun. 19, 2003

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。 The preferred embodiment of the present invention, for example, the common path interferometer test (common-path interferometry), the phase reference of (phase referencing), active stabilization (active Stabilization) and including various measurements, but not limited to, using a combination of a number of strategies, it is directed to the phase measurement for the system to tackle the such problem of phase noise (phase noise). 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。 Examples, in light are directed to an optical device for imaging of tissue or small biological objects. 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。 These examples are, for example, may be applied in the field of cell physiology (cellular physiology) and Neuroscience (Neuroscience). 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。 These preferred embodiments are based on the principle of phase measurements and imaging techniques. 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。 Scientific motivation to use a phase measurement and imaging technique, for example, image formation, cell junctions (cellular Communication) dysplastic source (origines of dysplasia), neurotransmission (neuronal Transmission) and use the genetic code (genetic code) procedure embodiment, and without limitation, derived from cell biology of a micrometer or less of the levels including. 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。 Structure and Dynamics of the following constituents cells, for example, be studied by using the current methods and techniques, including X-ray or neutron scattering (Neutron scattering) their natural state (in their native state) is It can not be current. 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。 In contrast, the light-based technology having a resolution of nanometers allows the cell Machinery (cellular machinery) are studied in their natural state. 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。 Thus, a preferred embodiment of the present invention includes a system based on the principle of interferometry inspection and / or phase measurements are used to study the cell physiology. 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。 These systems Coherence Tomography inspection using an optical interferometer for measuring the phase (low coherence interferometry) (LCI), or light scattering spectrometer examination interference in cellular components themselves are used (light scattering spectroscopy) (LSS), or including principles, or alternatively, the principles of LCI and LSS 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。 Phase measurement and image a preferred embodiment of the forming system actively stabilized interferometer, separated interferometer (isolation interferometers), includes a common path interferometer, a phase contrast microscope using a spatial light modulator (spatial light modulation) It may include the inspection.

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。 In a preferred embodiment, the method of the present invention is preferably the following precision nanometer, for measurement of arbitrarily long optical distance is directed to the precise phase-based techniques. 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。 The preferred embodiment of the present invention, harmonically related was light, one continuous wave (continuous wave) (CW) and the interferometer having the second source having a low coherence (low coherence) (LC), e.g. , use Michelson interferometer (Michelson interferometer). 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。 Low coherence source, preferably from 5nm greater bandwidth for 1 micrometer wavelength, provides a broad spectral bandwidth, for example, the required bandwidth can vary as a function of wavelength and applications. 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。 By adjusting slightly between the scan target sample a center wavelength of the low coherence source, the phase relationship between the heterodyne signals of the CW and the low coherence light, the gap between INTERFACE reflected in the following precision nanometer It can be used for measuring. 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。 The method 2π ambiguity, problems that plague most of the phase-based techniques, so complete freedom from it without loss of accuracy, can be used to measure any long optical path. 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。 Application of the preferred embodiment of the method of the present invention, a sample having a known physical thickness, which is precisely the determination of the refractive index at a given wavelength. 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。 Another application of the preferred embodiment of the method of the present invention is a precise determination of the physical thickness of the sample having a known refractive index. 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。 More advanced applications of the preferred embodiment of the method of the present invention is a precise determination of the ratio of the refractive index in the 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。 In an alternative preferred embodiment, the low coherence light source, in order to simultaneously provide a first low coherence wavelength and a second low coherence wavelengths having respective center wavelengths apart from one another by more than about 2 nm, more preferably 5nm good greater, to provide a sufficiently wide bandwidth light. 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。 Frequency spectrum for low coherence wavelengths are not overlapped extent meaningful. 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。 The two sending the low coherence wavelength, additional detectors and filters for detecting is placed in the interferometer.

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。 The method of the preferred embodiment can be used for performing precise optical distance measurement. 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。 From such measurements, the optical properties of the target object is accurately measured. 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。 By measuring the distribution profiles of the target, structural and / or chemical properties of the target can be evaluated. 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。 The dispersion profiles are delineate the refractive index difference at various wavelengths. 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。 In biomedical background (biomedical context), the preferred embodiment of the present invention is a non-contact and non-invasive methods may be used to precisely determine the dispersion characteristics of the biological tissue. 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。 Such dispersion determination can be used relates to the cornea (cornea) or aqueous humor (conventional aqueous humor) in the eye. 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。 Sensitivity achieved is may be sufficient to detect the dependent optical change in glucose concentration. 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 In a preferred embodiment of the method of the present invention, the aqueous humor and / or vitreous humor (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。 vitreous conventional aqueous humor) or ocular corneal or any of the dispersion Prof blood glucose levels through noninvasive measurement of Ayr can be determined. 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。 Preferred embodiments of the present invention can be applied as a measurement technique of the semiconductor manufacturing for measuring small features (small features) formed during the fabrication of integrated circuits and / or optoelectronic components. 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。 Preferred embodiments of the method in a non-contact, since non-destructive, can be used to monitor the semiconductor structure or thickness of the optical components when 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。 According to a preferred embodiment of the present invention using Mach-Zehnder heterodyne interferometer (Mach-Zender heterodyne interferometer), a method of measuring the phase of light passing through the portion of the sample, the process of providing light of a first wavelength If, comprising the steps of directing light of the first wavelength along a first optical path and a second optical path, a first optical path extends onto the sample medium to be measured, the second passage road undergo a change in length, and the method for measuring the phase change of the light passing through two separate points on Mata該 sample medium, light from the light and the second optical path from the sample medium It includes the step of detecting. 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。 The medium containing such biological tissues, for example neurons (neuron). 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。 The method for imaging a sample of the phase at the same time a plurality of locations, including the step of using Fuaiba flux photodiode array or photodiode coupling. 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。 The method further comprises the step of frequency shifting of light in said second optical path. 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。 The method comprises the step of providing a helium-neon laser light source or a low coherence light source emits the 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。 According to another aspect of the present invention, actively stabilized interferometers but may be used in the method of measuring the transmission light of the phase of the portion of the sample, the method first light source respectively and a second has the steps of providing a first signal and a second signal generated by the light source, the second light source is a low coherence source. 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 The method includes the step of directing the first signal and the second signal along a first optical path and a second optical path, comprising the steps of changing the path length difference between the first optical path and a second optical path, road between them a step of generating an output signal indicative of the sum of said first and second signals having a long delay, a process for modulating the output signal in the interferometer lock modulation frequency, and the time evolution of the interferometer lock phase (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。 Having the steps of determining the sample phase by evolution). 該第1及び第2信号は共に低コヒーレンス信号である。 First and second signal are both low coherence signal. 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。 The method further comprises the step of demodulating a first signal in a mixer or lock-in amplifier. 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。 The method comprises the step of generating the interferometer lock phase electronically.

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。 According to another aspect of the present invention, dual-beam reflection interferometer (dual beam reflection interferometer) is used in the phase measurement system of the light passing through the first portion of the sample. 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。 The system includes a first light source for generating a first signal, an interferometer for generating a second signal having two pulses separated by a time delay from the first signal, from the interferometer in communication with the sample first and second optical path from the interferometer to the optical path and the reference body and communicating, and a first heterodyne signals from the first and second signals from the sample and the reference, the sample and the reference of the having a detector system for measuring, and interference between the light reflected from the body, the. 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。 The system includes a detection of the phase of the heterodyne signal indicative of the phase of the sample reflection with respect to the reference body reflection. 該第1信号は低コヒーレンス信号である。 First signal is a low coherence signal. 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。 First light source to one of the super-luminescent diode (superluminescent diode) or multimode laser diode (multimode laser diode), without limitation, can have. 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。 The second path of said interferometer further comprises a first path and the second path, the second path has an acoustic optical modulator (acousto-optic modulator). 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。 The system comprises an optical path having a fiber optic (optical pathway). 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。 The system comprises a heterodyne Michelson interferometer which is isolated from the vibration (heterodyne Michelson intreferometer). 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。 Having a mirror mounted on a translation stage (translation Stage) for adjusting the further optical path length difference the interferometer. 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。 Detection system comprises a second detector for detecting a signal reflected from the first detector and the reference member for detecting the signal reflected from the sample.

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。 According to another aspect, the present invention provides a method of forming an image of the sample using a phase contrast microscopy and the spatial light modulator (spatial light modulation). 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。 In various embodiments, the method includes the step of illuminating the sample, the light is said by the illumination with the low frequency spatial components (low frequency spatial components) and high-frequency spatial components (high frequency spatial components) They are emitted from the sample. 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。 Low frequency spatial components of the phases are shifted so as to provide a low-frequency spatial components which are at least three phase-shifted. 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。 Preferably the phase is, [pi / 2, [pi and to generate a low-frequency spatial components which are phase-shifted with a phase shift of 3 [pi] / 2, for example, good is shifted by [pi / 2 of the increment.

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。 A low frequency spatial components which are not the shift, and the low-frequency spatial components which are at least three phase-shifted, in order to make the luminance signal for each separate interference is caused to interfere separately with said high frequency spatial components along a common optical path . 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。 Then, for example, using at least four luminance signal, image, or phase image (phase image) is generated for the sample.

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 invention provides a method for non-contact optical measurement of the sample having a surface that reflects, the method comprising the steps of providing a first light source for generating a first signal, a step of generating a second signal having two pulses separated by a time delay from the first signal using a dual-beam interferometer, the first optical path and the reference body and communicating from the interferometer in communication with the sample the steps providing a second optical path from the interferometer, and a first heterodyne signals from said first signal and the second signal from the sample and the reference material from the sample and the reference material interference and between light reflected, were measured, and has the steps of detecting a phase of the heterodyne signal indicative of the phase of the sample reflection with respect to the reference body 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。 In a preferred embodiment, the first signal is a low coherence signal. 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。 First light source may be a superluminescent diode or a multimode laser diode. 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。 The interferometer further comprises a first passage and a second passage, the second passage having an acousto-optical modulator. 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。 The method comprising optically passage further having a fiber optic. 該サンプルは神経細胞の1部分とすることが出来る。 The sample can be one part of the nerve 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。 In a preferred embodiment, the interferometer having a heterodyne Michelson interferometer which is isolated from the vibration. 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。 The interferometer further comprises a mirror mounted on translation stage in order to controllably adjust optical path length difference. 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。 The preferred embodiment has the first non-contact nerve swelling (nerve swelling), the first interferometer test, for making measurements, a heterodyne low coherence interferometry. 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。 Nerve swelling biophysical mechanism (Biophysical Mechanism), using the individual axons according to a preferred embodiment of the present invention (individual axons) imaged and analyzed. 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。 Bi-beam low coherence interferometer has many other applications in the measurement of nanometer-scale motion of alive cells. 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。 Other embodiments to detect mechanical changes in one neuron associated with the action potential (action potential), may have a microscope-based interferometer. 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。 Related interferometry test method is used to measure the also cultured cell monolayer (cultured cell monolayers) cell volume changes in the (cell volume changes).

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。 Another but sides are provided with a fiber optic probe for optically imaging a sample, the probe of the present invention comprises a housing having a proximal end and a distal end, the a full Ivor collimator coupled to the near Inohashi portion of the light source housing, and with the housing of the distal Inohashi portion of graded refractive index held lens (graded index lens), has a, the lens has first and second surfaces, said first surface is the reference surface, and the numerical aperture of the probe provides an efficient light collection from the scattering surface of the sample. 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。 The probe further comprises a two-dimensional phase image formation and installation part of the optical Fuaiba to translator stage (translator Stage) above to perform at least one of the three-dimensional confocal phase image forming (Mounting). 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。 The translating device stage having a scanning piezo translator (scanning piezo translator). 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。 The numerical aperture of the probe (numerical aperture) 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。 These and other features and advantages of the system and method for phase measurement, as will be apparent from the specific description below of a preferred embodiment of the system and method as illustrated in accompanying drawings, The drawings in reference characters similar throughout the various figures refer to the same parts. 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。 The drawings are not necessarily to scale alignment, emphasis on illustrating the principles of the present invention is placed instead.

距離測定用調波干渉計検査(Harmonic interferometry for distance measurement) Distance measuring harmonic interferometer inspection (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。 The present invention is directed to a system and method for spectral imbalance in the interferometer phase crossover based (Dispersion imbalance) for optical distance measurement which overcomes the integer or 2π ambiguity problem by introducing (phase crossing based) there. 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。 Preferred embodiments of the method can be measured with a precision of the relative height difference between two adjacent points on Matamen. 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。 Furthermore, the refractive index of the sample, the physical thickness of the sample can be found with an accuracy which is limited only by the accuracy which can be measured experimentally.

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。 Harmonic phase based interferometry test (harmonic phase based interferometry) exchange with one continuous wave (CW) light source of a low coherence light source (HPI), the optical ruler low coherence heterodyne signal can be measured (Optical ruler allows the use of concomitant CW heterodyne signal in the form of a). 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。 Low coherence light source, for example, to provide a 5nm greater spectral bandwidth for 1μm wavelength. 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 One of the advantages of using such a variant has been H. Piai is, the measured phase

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。 It is responsive to the length scale nL instead of, where n is the refractive index at the low coherence wavelength. 該量nは該複合品 Said amount n is the composite article

より実用的に有用である。 It is more practical useful. 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。 Slightly the low coherence wavelength, for example, by only about 2 nm, is adjusted, the amount nL can be found in the following sensitivity 2π without ambiguity and nanometer. 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。 This method uses the CW heterodyne interference signal as a reference optical ruler 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。 Interferometric optical distance measuring system using easily low coherence light source available is achieved dozens wavelengths digit resolution (on the order of tens of wavelength). 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)。 While this technique is relatively insensitive, it does not need to fight the challenges of the 2π ambiguity (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。 The preferred embodiment includes a low-coherence interferometry inspection method using the phase to determine any long optical path in the following accuracy nanometers. 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。 This method uses the low coherence phase crossover technique for determining the interference fringes integer, the additional phase information from the measurement for obtaining the fractional fringe precisely, the. 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。 In addition, it provides a depth resolution may be used for Tomogurafui manner Prof Eyring stratification sample (tomographic profiling). 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。 Since the method can measure a longer optical path has a precision, it can be used to precisely determine the refractive index of the plurality of materials. 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。 Since this is a phase-based method, thus it found index of refraction is the phase index (phase refractive index), not the group refractive index (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。 Figure 1 illustrates a preferred embodiment of the system 10 of the present invention comprising a modified (modified) Michelson interferometer. 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。 Input light 12 is, for example, titanium emitting at 775.0Nm: a 0.99-fs mode locked light from sapphire laser, for example, a continuous wave from the semiconductor laser (CW) 1550.0 nm light, 2 color consisting of complex is a beam (2-color composite beam). 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。 In a preferred embodiment, the method the CW wavelength, and evaluating the optical distance representation (terms) of (exactly 1550.0nm in this example), all optical distance is calculated based on the reference (basis) that. 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。 The composite beam is divided into two by a beam splitter 14. 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。 One subsignal is incident on the target sample 16, while the other one, for example, has been incident on the preferred reference mirror 32 that is moving at about 0.5 mm / s, the mirror is the reference beam 34 on in induces a Doppler shift (Doppler shift). 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。 The Doppler shift, for example, an electro-optic modulator (electro-optical modulator) such as through the use of, and are also be induced by other means. 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。 The back-reflected beam is combined again with the beam splitter 14, it is separated into their wavelength components by the die Tsu black dichroic mirror (dichroic mirror) 18, is measured separately by a photodetector (photodetectors) 20,22. 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。 The final signal, for example, such as a 16-bit 100KHzA-D converter, A-D converter {Eideshi (ADC)} is digitized by 24. 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。 Further the personal computer {CPC (PC)} data processor over 26, such as to process the data is communicating with the Eideshi 24. 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、Ψ CWとΨ LC 、を抽出(extract)するためにヒルベルト変換(Hilbert transformed)される。 The final heterodyne signals at their respective Doppler shifted frequency is band pass around their respective center heterodyne frequency, the corresponding phase of the heterodyne signal, [psi CW and [psi LC, in order to extract (the Extract) a is Hilbert transform (Hilbert transformed). 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。 Subscripts CW and LC are respectively the said 1550.0nm continuous wave and 775.0nm low coherence wavelength component.

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、Ψ CWとΨ LC値の第2セットが測定される。 The center wavelength of the low coherence light is then adjusted by approximately 1-2 nm, a second set of [psi CW and [psi LC value is measured. 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。 From reading these two sets, various INTERFACE in the target sample can be localized with an accuracy of less than nanometers. ローカライズ用のデータの処理は下記で説明される。 Processing of data for localization are described below.

該ビームスプリッター14から未知の距離x の1つのインターフエースから成るサンプルを考える。 Consider the sample of one INTERFACE unknown distance x 1 from the beam splitter 14. 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。 The distance, x to the reference mirror 32 from the beamsplitter 14 is a known amount at each time point of the scan of the reference mirror.

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。 method of finding an approximate value for x 1 scans the x, by monitoring the final heterodyne signal in the combined re low coherence light beam. xがx 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。 x is time approximately equal to x 1, the peak at the heterodyne signal amplitude is expected. この様な方法の精度は該光源のコヒーレンス長さ、l と該ヘテロダイン信号のS−Nの質とにより限定される。 The accuracy of such a method is limited light source coherence length, the the quality of the S-N of l c and the heterodyne signal. 実在の実験条件では、この様に決められたx 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 experimental conditions of the real, the error of x 1 which is determined in this manner better than a fifth of the coherence length is no good.

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 with a nominally about 10 [mu] m, which is the error of such length determining means is limited to about 2 [mu] m.

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。 In the phase of consideration of the heterodyne signal, the fluctuation component of the detected said heterodyne signal expressed by the following.

ここでE refとE sig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。 Here E ref and E sig is the electric field amplitude and the signal electric field amplitude of each said reference, k optically wavenumber (optical wavenumber), ω is the optical frequency. 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。 Second coefficient of the inside index (exponent) is to return to the go and the beam splitter to the mirror / sample, due to the fact that proceeding light twice passage.

xがx 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。 When x is exactly matched to x 1, said heterodyne signal is noted that is expected to be the peak. 該2つの戻りビームは強め合い干渉(constructive interference)に入る。 The two return beams enters the interference constructive (constructive interference). 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。 Therefore this property is used to localize the INTERFACE. 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。 x 1 is found by finding the value of x into the interference the two beams constructive. 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。 Since the phase can be precisely measured, such an approach gives the length sensitivity of about 5 nm. 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 Unfortunately, this method is computationally intensive, because, is because there are a number of values ​​of x the heterodyne signal reaches a peak, the heterodyne signal peaks at below specifically

ここでaは整数、λは光学的波長である。 Wherein a is an integer, lambda is optical wavelength. これは該2π曖昧性の課題の表明(manifestation)である。 This is a manifestation of problems of the 2π ambiguity (manifestation).

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。 The preferred embodiment has a way to distinguish the correct peak. x=x 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。 When x = x 1, said heterodyne signal It is noted that as the peak regardless optical wavelength. 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。 On the other hand, the next peak, as illustrated in Figure 2, depends on the wavelength. 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。 Figure 2 illustrates the low coherence heterodyne signal associated with reflected INTERFACE 52 in the sample. 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−x 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。 Therefore, by adjusting the low coherence wavelength, the heterodyne signal is compressed in the vicinity of the correct peak associated with a situation where the said INTERFACE, x-x 1 can be accurately distinguished. 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。 The heterodyne signal depends on the direction of adjustment, it is compressed in the vicinity of the INTERFACE, or it be inflated should be noted. 該ローカライズを可視化する直観的方法は、正確にx=x 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。 Intuitive way to visualize the localization is to draw the heterodyne signal to expand correctly x = x 1 and comprising a fringe (fringe) like away or consisting squeeze into (picture).

この様な方法では2つの理由で該CW光源が必要である。 It is necessary the CW light source for two reasons in such a way. 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。 First, it is actually very difficult to know the said value to absolutely and precisely in interferometer. 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。 CW components of the interferometer, when the reference mirror is scanned, to allow the highly precise measurement of x is carried out. 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、x 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、x (x =x +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。 In a particularly preferred embodiment, in order to determine the distance between two INTERFACE in the sample, and where x 1 is equal to the distance to the first INTERFACE shown in FIG. 1, x 2 (x 2 = x 1 + nL, where n is the refractive index of the sample) and a place equal to the distance to the second INTERFACE, the number of CW interference fringes occurring between the count carried out. 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。 Figure 3 illustrates a heterodyne signal associated with two reflecting INTERFACE in the sample. 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。 Adjusting the low coherence wavelength compresses 82,84 ie the heterodyne signals 78 and 80 in the vicinity of the INTERFACE.

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。 Second, it may the method previously described for localizing INTERFACE is a phase shift accompanying the said reflecting process partially fails if any. 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=x である所で或る他の値を取る。 For example, if the surface is metallic, phase shift can not be said to be trivial (non-trivial), the heterodyne signal phase take certain other values where is exactly x = x 1. 前の方法は正しい干渉フリンジがx=x 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。 Previous methods correct the interference fringe is but to allow it to be identified at x = x 1, however less sensitive wavelength is compromised. 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。 The presence of the seeder Brew heterodyne signal makes it possible to be found the HPI method over the difference phase (difference phase) is. 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。 Knowledge of this value allows for localization of the INTERFACE at 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、n 775nmのサンプルの例示的実施例を通して図解される。 The principle of the HPI method, in a thickness to the wavelength of 775 nm, L and refractive index, is illustrated through an exemplary embodiment of a sample of n 775 nm. 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 Two INTERFACE of the sample is in the optical distance 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。 It said method, if the optical distance of the gap (Separation), for example, typically between 1μm and 100μm of the low coherence light source, only if greater than the coherence length, we note that work. 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。 Otherwise, the heterodyne phase signal associated with the INTERFACE appear together, resulting in imprecise INTERFACE localization. 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。 For clarity of description, it enters the phase shift associated with reflection to be extended until a later time.

図4は数学的説明を図解する走査である。 Figure 4 is a scanning illustrating the mathematical description. 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。 The scan is of a sample having two INTERFACE. 信号100は低コヒーレンスヘテロダイン信号である。 Signal 100 is a low coherence heterodyne signal. トレース102はΨ CW (x)である。 Trace 102 is the Ψ CW (x). 拡大図104はその位相フリンジを示す。 Expanded view 104 shows the phase fringe. 各フリンジはλ CWの光学距離に対応する。 Each fringe corresponding to the optical distance of lambda CW. Ψ (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。 Lower trace Ψ D (x) are those in the two different values of delta. 矢印106,110は位相交叉点を示す。 Arrow 106 and 110 show a phase crossover point. 垂直軸はラディアンである。 Vertical axis is the radians. 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、 When the reference mirror is scanned, the phase of the low coherence heterodyne signal is given by the following,

ここでR LCj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)/l 、l 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h は|x|<2l 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。 Wherein R LCj the reflectance INTERFACE j with low coherence wavelength, k is the optical wavenumber, a = 4ln (2) / l C, l C is the coherence length, x is the reference mirror from the beam splitter distance, and h C is | a <piecewise continuous function having a value of 0 else 1 and the 2l C (piecewise continuous function) | x. 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。 2 of coefficients in the index is by effectively becomes two times the optical path at the back-reflection structure. 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。 Equation 3 phase because of the noise, to reflect the fact that can not be measured beyond much the coherence envelope. 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。 The coherence envelope is modeled is Gaussian with profiles (Gaussian) are handled in the same phase is reasonable also for profiles of any slowly varying envelope (valid).

該CWヘテロダイン信号の位相は下記で与えられ、 The CW heterodyne signal of the phase is given below,

ここでR CWjは該CW波長での該インターフエースの反射率、n 1550nmは該サンプルの屈折率、 Wherein R CWj reflectance of the INTERFACE in 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。 Are each effective average reflectance and the distance from the beam splitter. 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、 If the center wavelength of the two light sources is chosen as follows,
LC =2k CW +Δ (5) k LC = 2k CW + 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、Ψ が得られる。 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(x −x )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 amount and approximate number of fringes across the compartment (x 2 -x 1), and fractional fringe provides the following precision wavelength (fractional fringe), provides both.

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、Ψ (x)の傾斜はx=x 及びx=x である点の付近で旋回(pivots)する。 When the parameter Δ is a small amount only (corresponding to a wavelength shift of about 1-2 nm) varies, the slope of [psi D (x) is pivoted (pivots) in the vicinity of the point is x = x 1 and x = x 2 . 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。 In other words, phase scanned at various values ​​of Δ are intersect at a point thereof. からx までの光学距離は該2つの位相交叉点(phase crossing points)間でΨ CW (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。 optical distance from x 1 to x 2 can be found by counting the fringes traveling Ψ CW (x) is through between the two phases crossover points (phase crossing points). こうして見出された量の2倍がS fringe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。 Thus twice the found amount called S fringe, it is not an integer value, corresponding to the number of fringes in the low coherence wavelength. 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。 When multiple phase crossover point for one of the interfaces can occur, a point corresponding to the position of the INTERFACE can be found by performing multiple scans with additional value of delta. 該インターフエースの位置はΨ (x)が全てのΔ値について交叉する位置のみである。 Position of the INTERFACE is only position [psi D (x) is intersecting 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。 Phase shift information is used to further localize the INTERFACE intervals. 特に、x=x 及びx=x に於ける位相シフト間の差は下記である。 In particular, the difference between the in phase shift x = x 1 and x = x 2 is the following.

これは分数フリンジを高精度で測定する。 This measures the fractional fringe with high precision.

絶対的な光学的間隔(x −x )はS fringeとS phaseから下記式を通して精密に決定出来る。 Absolute optical distance (x 2 -x 1) can precisely determined through the following formulas S fringe and S phase.

ここでΔS=res(S fringe )−S phaseそしてU()は単位階段関数(unit step functio)である。 Here ΔS = res (S fringe) -S phase and U () is a unit step function (unit step functio). 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。 Here, an integer and fractional part of the int () and res () each independent variable (argument). 第1項はS phaseと、S fringe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。 The first term to localize the S phase, and the fractional part of S fringe, the optical distance to the correct integer fringe by minimizing the error between. 光学的間隔決定の誤差はS phaseの測定誤差によってのみ制限される。 Error of the optical spacing determined is limited only by the measurement error of S phase. 実験では、この様な誤差は約0.5nmの(n 775nm L) measured内の誤差に解釈される。 In the experiment, such error is interpreted errors within about 0.5nm (n 775nm L) measured. fringe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(n 775nm L) measuredの誤差内に入らない。 Measurement error of S fringe may if less than half of the fringe so that the correct interference fringes can be established and fulfill this criterion, it is not within the error of the (n 775nm L) measured. 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。 Measurable maximum optical distance is the ability of the system to count the fringes between two intersections accurately, the frequency stability of the light source, only influenced.

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。 The above formula is condensed representation of a method of finding the correct fringe (correct fringe) and fractional fringe (fractional fringe). 演算は下記例と、S phaseとS fringe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(n 775nm L) 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。 Operation and examples below, and Figure 5 shows the determination of the correct estimate of (n 775nm L) measured by selecting a value that minimizes the error between estimated based on S phase and S fringe, is illustrated through. fringeとS phaseは26.7と0.111であると仮定する。 S fringe and the S phase is assumed to be 26.7 and 0.111. phaseの測定から、光学的距離の値は下記である。 From measurements of S phase, the values of the optical distance is below.

ここでaは整数である。 Where a is an integer. fringeの値が与えられると、(n 775nm L) measuredの起こり得る値は次の3つの値:(λ CW /4)(25.111)、(λ CW /4)(26.111)、(λ CW /4)(27.111)に限定され得る。 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 may be limited to (λ CW /4)(27.111). (λ CW /4)(27.111)が(λ CW /4)(S fringe )に最も近いとすると、それが(n 775nm L) measuredの正しい見積である。 If (λ CW /4)(27.111) is closest to (λ CW / 4) (S fringe), which is the correct estimate of the (n 775nm 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。 In the preferred embodiment for the measurement of the interferometer test based on harmonically related was light, with a suitably selected pair of the light source, and a method of extracting the difference phase, but jitter of the interferometer (jitter ) effect minimize the, preferably enables even be removed, the jitter, otherwise, is to preclude accurate optical distance measurement. 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。 The removal of jitter 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。 To indicate the ability of the preferred embodiment of the method, the system is, the physical thickness, L = 237 ± 3 [mu] m, explore the optical distance between the top surface and the bottom surface of the fused quartz coverslip having a (probe) for was used by. 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)。 In this embodiment, there is a phase shift of π accompanying reflected from the first INTERFACE, it is a positive refractive index transition (positive refractive index transition) (marks). 従って、式1と2内の係数R LC,1とR CW,1に付随するe −iπ項がある。 Therefore, there is e -Aipai term associated with coefficient R LC, 1 and R CW, 1 in equation 1 and 2. これはS fringeとS phase上の半分の修正係数に帰着する。 This results in a correction factor half on S fringe and S phase. 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。 Figure 4 shows the results of a typical scan of the LC wavelength of 773.0nm and 777.0nm. 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(n 755nm L)の測定値を表す。 Four results of the scan are abstract in Table 1, but said surface represents the measured value of (n 755 nm L) on the strip 1 of quartz coverslip. 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。 The experimental data reproducibility (repeatability) is shown to have the light source is 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。 Experimental data procreation optical absolute distance measurement with an accuracy of less than nanometers. 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。 The found optical distance is combined into the low coherence light source. 該CWヘテロダイン信号は光学的ルーラーとして役立つ。 The CW heterodyne signal serves as an optical ruler. 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n 775nmは(n 775nm L) measuredから非常に高度の精度で見出され得る。 If the crystal coverslip L are precisely known, n 775 nm for the crystal at a wavelength of 775.0nm can be found in the very high degree of accuracy from the (n 775nm 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。 Instead, without knowing the exact value of L, the optical refractive index ratio at two different wavelengths, corresponding with the CW light in the low coherence light and a harmonic of each of these at these wavelengths It may be determined by measuring the distance. 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。 Using the range of the low coherence wavelength, the spectral profiles of the material (Dispersion profile) can be determined precisely. 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。 Accurately outlined refractive index difference spectroscopic profiles different wavelength (maps out). 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。 Preferred experimental results of Example predicts that precise about seven key indicators in thickness of the sample of approximately 1 mm (figures) can be achieved.

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。 In another preferred embodiment, the light source of the system, the low coherence superluminescent diode (low coherence superluminescent diode) (SLD) emitting at 1550.0 nm, the CW emitting at 775.0nm titanium: sapphire laser and it was instead. 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。 By adjusting the operating current through the SLD, center wavelength is changed by about 2 nm, which is suitable for achieving the phase tolerance. 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。 Using this preferred embodiment of the system of the present invention, the optical distance was measured at 1550.0 nm. 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、n 775nm /n 1550nmが決定された。 Taking the ratio between the measurement result and the previous measurement, the ratio of the refractive index, is n 775 nm / n 1550 nm was determined for the crystal. 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。 The found the refractive index ratio is at about harmonically related was wavelengths by sources were used in the preferred embodiment is to be noted. 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。 The refractive index ratio for the other wavelengths may be measured by other suitable selection of the light source. 比較用に、種々の材料についてn 775nm /n 1550nm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。 For comparison, the corresponding data for the glass and acrylic plastic (acrylic plstic) are tabulated in Table 2 as a measure of n 775 nm / n 1550 nm for different 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。 Low coherence wavelength to note slightly different and presented expression before several formulas used when it is half that of the CW wavelength here. 例えば、 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 Preferred embodiment of the method for overcoming the 2π ambiguity, thin solid material (thin film solid state material) accurate depth range measurements (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。 ranging) and such applications of precision refractive index determined by indicating significant utility.

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。 Use of the preferred method can be illustrated through consideration of the glass slab (slab of glass). 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。 A system for very accurately measure the distance to the mean center of the glass slab is present from said system. 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。 There are very precisely measured can be the system the roughness of Mata該 glass surface. 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。 Preferred embodiment of the system of the present invention to measure the thickness of the end face of the glass slab (glass slab end-face) with a sensitivity of nanometers.

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。 Process of implementation of a preferred embodiment of a method for determining the optical distance is illustrated in the flowchart 124 of FIG. 6A and 6B. 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。 The method 124 is one of CW source thereof, while the other one including 2 horns harmonically related was used for the light source of the Michelson interferometer is a low coherence source. 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。 The sample in which the optical distance between the interfaces can need to be measured is used by a process 126 end reflector portion of the signal interferometer arms as (end reflectors). 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。 Reference mirror of the reference interferometer arm is scanned by a process 128. 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。 The method combines the reflections from the signal and reference arms, comprises the step 130 which is separated by the wavelength. 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。 Further, the process 132, the heterodyne oscillations in luminance of the combined light is detected. 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。 Phases of the wavelength of the heterodyne signals, for example, are found via the Hilbert transform, or some kind of alternative phase extraction method in the process 134. 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。 In the process 136, a difference phase by subtracting twice the longer wavelength phase from shorter wavelengths are evaluated for the entire scan. 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。 The scanning in the process 137 is repeated at a wavelength of removed slightly tuned light. 過程130−136は次いで繰り返される。 Process 130-136 is 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。 In the process 138, the two of the two difference phases found from scanning is then superpose on each other on the graph with the x-axis representing the displacement of the reference mirror. 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。 Extraction of the difference phase It is to be noted that also can be performed using the software / hardware signal processing relating to a suitable light source or chromatic filter, or a single 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。 Following the course of the process 124 has a process to determine the phase crossover point on the graph to mark the location of the sample INTERFACE by a process 40. 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。 The process 142, by the heterodyne signal associated with the CW light counts the number of times of only two laps over between the two intersections, the optical distance between the INTERFACE (Optical Separation) is about the number of wavelengths min 1, is determined, for example, up to about 0.2 accuracy. 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。 By measuring the difference between the phase at the intersection, further very small fraction of a wavelength, for example, refinement of localization and / or spacing of up to about 0.001 are 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。 In another preferred embodiment illustrated in FIG. 7 is a diagrammatic view according schematic representation of a system for measuring the optical distance, low coherence light source, for example, greater than 4 nm, sufficiently wide in bandwidth. 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。 The detection end portion, the third detector 174 is added to the two detectors 166, 176. 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。 This results in low coherence light signal 168 that is divided further into two. 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。 Before reaching the detector, the two light beams pass through different filter 170,172. 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。 The filter is to transmit different parts of the spectrum. 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。 One passes the spectral components of longer wavelengths, whereas the second passes the shorter wavelength spectral components. 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。 Preferably, it is preferable the two transmitted beams are separated only by their spectrum 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。 Then the light beam is incident on the detector, they heterodyne signals are processed in the fashion discussed in connection with FIG. 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。 The advantage of this alternative method of the preferred embodiment is that, except for repeating the process using the low coherence wavelength method has been adjusted. 該2信号は同じ走査で得られる。 The two signals are obtained in 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。 8A and 8B illustrate a flowchart 184 of an alternative method for measuring optical distances according to a preferred embodiment of the present invention. 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。 The method 184 includes the use of a light source associated to 2 horns harmonically in interferometer, one of the light source is a CW source, whereas another one is a low coherence source. 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。 The process 186, a sample that needs to optical distance is measured is used end reflector portion of the signal interferometer arms as (end reflectors). 基準干渉計アームの基準ミラーは過程188で走査される。 Reference mirror of the reference interferometer arms are scanned in the process 188. 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。 The method further includes combining the reflection from the signal and reference arms, comprises the step 190 of separating by their wavelength. 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。 Low coherence wavelength in the process 192 are separated further using a filter. 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。 The method 184 comprises the step 194 of detecting the heterodyne oscillation at least three detectors. 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。 The next step 196 comprises a step of detecting a heterodyne oscillations in luminance of the combined light. 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。 Heterodyne signal phase for both wavelengths in the process 198, for example, are found via the Hilbert transform, or other alternative phase extraction method. 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。 Then the difference between the phase for each low coherence signal using the CW signal is evaluated in the course 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。 Then the two phase in the process 202 is mutually superpose on the graph with x axis represents the displacement of the reference mirror. 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。 The remaining processes 204, 206, 208 is similar to process 140, 142, and 144 discussed in connection with Figure 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。 Preferred embodiments of the method can be used for absolute measurement of arbitrarily long optical distance below the accuracy nanometers. 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。 Preferred embodiments of the system can exist in free space based or full Ivar base. 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。 Figure 9 illustrates a preferred embodiment of off Ivar based system that measures the 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λ を有する低コヒーレンス光と、波長λ を有するCW光ビームと、を含む。 Input light 256 traveling in Fuaiba 251, including associated in approximately harmonically, the low coherence light having a wavelength lambda 1, and the CW light beam having a wavelength lambda 2, the. 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。 The composite beam is divided into two, one part of the signal is incident on the target lens 254 and the sample 256, the program proceeds to Fuaiba in 253, incident on the reference mirror 266 via the other one lens 268, Fuaiba traveling in the 251. 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。 Movement of the reference mirror introduces a Doppler shift on the reflected beam. 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。 The reflected beams are re-combined and then divided into their component wavelength component (component wavelength components) by the dichroic mirror 258. これらの波長成分は光検出器260,262で別々に測定される。 These wavelength components are measured separately with photodetectors 260,262. 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、Ψ CWとΨ LCを抽出するためヒルベルト変換される。 The final heterodyne signals at their respective Doppler shifted frequency is band pass around their respective center heterodyne frequency, phase corresponding to the heterodyne signal is Hilbert transform to extract the [psi CW and [psi LC.

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。 The method of the preferred embodiment can be used to make precise optical distance measurement. 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。 From such measurements, the optical properties of the target object can be measured precisely. 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。 By measuring the spectral profiles (Dispersion profile) of the target, the structure and / or chemical properties of the target can be evaluated. 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。 The biomedical background, the preferred embodiment of the present invention is non-contact, in a non-invasive manner may be used to precisely determine the spectral characteristics of the biological tissue. 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。 Such spectroscopic determination may be used with respect to the eye of the cornea or aqueous humor (cornea or aqueous humor of the eye). 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。 Sensitivity achieved is may be sufficient to detect the dependent optical change in glucose concentration. 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。 In a preferred embodiment of the present invention, determining the blood glucose level, the aqueous humor of the eye, the vitreous humor or the cornea (the aqueous, vitreous humor or the cornea of ​​the eye) through any measurement of non-invasive spectral profiles of It may be.

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。 As discussed hereinabove, the interferometer inspection method of the phase-based can be measured with very high sensitivity optical distance. 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。 However, they are typically be limited in their applications due to problems that are well known in the field as the 2π ambiguity problem. 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。 The core of the problem is that it is not possible to distinguish between the length of the 10.1 wavelength 11.1 from the length of the wavelength. 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。 Preferred embodiments of the present invention overcomes this limitation and allows absolute optical distance measurement with an accuracy of less than nanometers.

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。 There are a number of phase-based method of measuring the change in optical distance in sensitivity schematically the nanometer range. 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。 The change is small, as long as gradual, said alteration can be tracked continuously. 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。 There is absolutely low coherence method of measuring the optical distance by tracking a delay of arrival at the detector of the light reflected from different INTERFACE OF reflectors sensitivity schematic number micrometers. 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。 As discussed hereinabove, the simultaneous use of CW and low coherence light source in the interferometer provides a method for measuring the optical distance. 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。 Heterodyne phase of the signal associated with the two wavelengths are related essentially. 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。 By treating the said phase by the preferred embodiment, motion noise (motional noise) is minimized, preferably 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。 Application of the preferred embodiment is a glucose level determination using measurements of vitreous and / or aqueous humor refractive index of the eye. 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。 The sensitivity of this technique provides the ability to measure chemical concentration clinically relevant sensitivity. 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。 One of the more obvious applications of the method of the preferred embodiment is the determination of blood glucose levels through measurements made in the eye. 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。 Glucose level of fluid in the ocular is mirrored it the blood with a clinically insignificant time delay.

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。 A preferred method of embodiment measures the optical path length of the illustrated least two separate using wavelength set eye vitreous and / or aqueous humor of the layers in FIG. 10. 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。 The method measures the product of the refractive index at the low coherence wavelength, the physical spacing between the two INTERFACE. 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。 By varying the wavelength of the low coherence light source (and appropriate altering the CW wavelength to match), the refractive index difference at various wavelengths is measured. 例えば、1つのセットの測定が、n 500nm L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。 For example, the measurement of a single set, in order to extract the n 500nm L, is performed using a tunable 500nm low coherence light source and 1μmCW source, where L is the vitreous and / or in surveying a fixed point it is the physical thickness of the aqueous humor. もう1つのセットの測定が、n 900nm L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。 Measurement of another set, to extract n 900 nm L, is performed using a tunable 1000nm low coherence light source and 1800nmCW source. 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、n 500nm /n 900nmが抽出される。 By taking the ratio of these two measurements,該硝Ko and / or aqueous humor the refractive index ratio, is n 500 nm / n 900 nm is extracted. 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n 500nm /n 900nm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。 Current sensitivity of the preferred embodiment of the system, for example, 0.5 nm light path sensitivity, the use of the thickness the ratio n 500 nm / n 900 nm is equal to that of the human vitreous and / or aqueous humor with a sensitivity of 10 -8 It may be measured for the material. 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。 This provides a sensitivity to changes in glucose levels of about 0.25 mg / dl. 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。 Typical blood glucose level is given to be about 100 mg / dl, a preferred embodiment of the present invention is well adapted for blood glucose evaluation. 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。 Selective optical wavelength is flexible, the wavelength that was used hereinabove is merely for illustrative purposes. 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。 For maximum sensitivity, the wavelength spacing preferably as large as possible. 好ましい実施例は500nmより大きい間隔を有する。 The preferred embodiment has a 500nm greater intervals.

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。 If such a refractive index ratio due to the presence of 該硝Ko bodily fluids and / or other chemicals that varies within the aqueous humor (chemicals) is insufficient for absolute blood glucose level determination, more fully in the optical path length measurement a range can be made in a range of other wavelengths. 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。 This set of more complete measurement allows determination of glucose levels and other chemicals concentrations by fitting the measured values ​​to the 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。 Preferred embodiments of the present invention can be applied as a measurement technique of the semiconductor manufacturing. 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。 Preferred embodiments of the method contactless, since non-destructive, the thickness of the semiconductor structure which may be used to monitor when it is manufactured. 加えて、該半導体構造体の構成(composition) In addition, configuration of the semiconductor structure (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。 It may be evaluated in exactly the same manner as that discussed in connection with characterization of the vitreous and / or aqueous humor measured.

位相測定及び画像形成システム(Phase measurement and imaging systems) Phase measurement and imaging system (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。 Preferred alternative embodiment of the present invention is directed to an image formation of small biological objects or features using light. 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。 These examples are, for example, may be applied to the field of cell physiology and neuroscience. 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。 These preferred embodiments are based on the principle of phase measurement and imaging techniques. 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。 Scientific motivation to use a phase measurement and imaging technique, for example, are derived from cell biology at the following levels [mu] m, the cell biology, it forms an image forming abnormal source, cell junction (cellular Communication) neurotransmission (neuronal transmission) and can include the genetic code iMPLEMENTATION (implemetation of the genetic code), but are not limited to. 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。 Structure and dynamics of the following components cells (dynamics), for example, can be studied now in their natural state (in their native state) using the current methods and techniques, including X-ray and neutron-ray scattering. 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。 In contrast, light-based techniques with nanometer resolution allows cells Machinery (cellular machinery) are studied in their natural state. 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。 Preferred embodiments of the present invention includes a system based on the principle of interferometry inspection and / or phase measurements are used to study the cell physiology. 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。 These systems Coherence Tomography inspection using an optical interferometer for measuring the phase (low coherence interferometry) (LCI) or light scattering spectroscopy interference in the cell components themselves are used (light scattering spectroscopy) ( it contains the principles of LSS), or alternatively the principle of LCI and LSS are combined in the system of the present invention to.

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。 Phase measurement and preferred embodiment of the image forming system is actively stabilized interferometer (actively stabilized interferometers), isolation interferometer (isolation interferometer), the common path interferometer (common path interferometer) and measured (differential Measurements ) comprising an interferometer to provide. 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。 Example directed to difference measurement system comprises a two-point heterodyne interferometer (two-point heterodyne interferometer) and dual-beam interferometer (dual beam interferometers). 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。 Example Using a common path interferometer may include a phase contrast microscopy using a spatial light modulator (spatial light modulation) (phase contrast microscopy).

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。 Optical low-coherence interferometry (LCI) has found many applications in the study of biological media. 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 The most widely LCI technique used optical coherence tomography E (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。 coherence tomography) a (OCT), which images form a 2D or 3D backscattering profiles of biological samples (2D or 3D backscattering profile). 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。 The LCI technique its overall disclosure have been described in Non-Patent Document 1 is incorporated herein by reference. 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。 OCT has a depth sensitivity is limited by the coherence length of the light source used (depth sensitivity). 超広帯域源(ultra−broadband source)は1μmの桁の寸法の特徴を解像(resolved)した。 Ultra-wideband source (ultra-broadband source) was resolved (resolved) characteristics digit size of 1 [mu] m.

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。 Phase-sensitive low-coherence interferometry test is sensitive to optical path change in the wavelength or less in the sample. 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 The main difficulty is the optical path variation of the arm of the interferometer phase sensitive LCI (Optical path
fluctuations)による位相ノイズである。 fluctuations) due to the phase noise. 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。 Most Although laser beams of various wavelengths passing through the same optical path may be used to measure the interferometric phase noise, the noise is then to extract a true sample phase shift, the sample signal having the same noise It is subtracted from. 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。 Other researchers using the birefringence with orthogonal laser polarization or high phase sensitivity along the common optical path for measuring the differential phase contrast (differential phase contrast). 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。 In both techniques, the reference arm path is scanned from the last fringe data (via a Hilbert transform) computation for extracting the phase is required, in addition, the phase to remove the 2π ambiguity of the phase measurement unwrapping (phase unwrapping algorithm) algorithm must be used. 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。 The fringe scanning and processing procedures are substantially reduces the speed of the measurement, may 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 system with stabilized interferometer (Systems the INCLUDING
actively stabilized interferometers) 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。 The preferred embodiment of the present invention uses a LCI how active stabilization of the interferometer according to the reference beam to allow the continuous detection and minimal computer processing of very small phase shift at a wide bandwidth. 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。 Reference beam to lock into any of the phase angle (Reference beam locking to an arbitrary phase angle) results in direct sample phase measurement without reference arm scan. 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。 The preferred embodiment provides a 2-dimensional and 3-dimensional phase image formation.

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。 The preferred embodiment depends on the active stabilization of the Michelson interferometer by the reference laser beam. 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。 Schematic diagram of the preferred embodiment of the actively stabilized interferometer 300 is shown in FIG. 11. 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。 It 該能 dynamically stabilized Michelson interferometer system 300, a mirror 306, movable mirror 310, a beam splitter 304, a phase modulator 308, a detector 318, a local oscillator source 320 and 322, mixers 316 and summing amplifier ( with a summing amplifier) ​​312. 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。 Continuous wave laser beams divided by the beam splitter 304 is a two interferometer arms traverse (Traverses), are re-combined at the detector 318. 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。 One of said interferometer arm has such as a mirror installed in the electro-optic modulator or piezo-electric converter on the phase modulation element (phase modulating element) 308. 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。 May be performed by a large adjustment translational mirror 310 or whatever to the optical path difference of the other many like one of the variable optical delay line (variable optical delay line). 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。 Such a processing device of the computer 315 to provide feedback to communicate with electronic equipment used to process the phase shift measurement. 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。 Electronic image displacer 317 is used to display a related image with the phase shift.

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+Ψ sin(Ωt) (16) The phase difference between the two interferometer arms is modulated sinusoidally as the following is Φ = Ψ + Ψ d sin ( Ωt) (16)
ここでΨ=k(L −L )=kΔLは該2つのアーム間の位相差、Ψ <2πは変調深さ、そしてΩは変調周波数である。 Where Ψ = k (L 1 -L 2 ) = kΔL the phase difference between the two arms, [psi d <2 [pi modulation depth, and Ω is the modulation frequency. 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。 Detected interference meter signal is given a coherent summation of the beam from the two interferometer arms, the following.

I=I +I +2(I 1/2 cosφ (17) I = I 1 + I 2 +2 (I 1 I 2) 1/2 cosφ (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。 Nonlinear relationship between the I and φ reduces to the detection signal having a frequency component in many harmonics of the modulation frequency Omega. 第1(I Ω )及び第2(I 2Ω )調波項は下記で与えられる。 The 1 (I Omega) and a 2 (I 2Ω) harmonic terms is given below.

Ω =4J (Ψ )(I 1/2 sinΨsin(Ωt) (18) I Ω = 4J 1 (Ψ d ) (I 1 I 2) 1/2 sinΨsin (Ωt) (18)
2Ω =4J (Ψ )(I 1/2 cosΨcos(Ωt) (19) I 2Ω = 4J 2 (Ψ d ) (I 1 I 2) 1/2 cosΨcos (Ωt) (19)
それぞれΩ及び2Ωに於けるI Ω及びI 2Ω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。 Demodulation of each Omega and 2 [Omega to in I Omega and I 2 [Omega is made over mixer 316 or lock-in amplifier, the two signals are amplified to provide an equal amplitude as a function of Ψ below.

=V sinΨ (20) V 1 = V 0 sinΨ (20 )
=V cosΨ (21) V 2 = V 0 cosΨ (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V 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。 Using analog or digital circuitry, it is calculated as follows using θ as parameters that vary the linear combination V 0 time.

θ =cosθ*V −sinθ*V =V sin(Ψ−θ) (22) V θ = cosθ * V 1 -sinθ * V 2 = V 0 sin (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。 This signal is used as an error signal to lock the interferometer to any zero crossing has a positive slope. θ (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。 V theta (t), in order to counteract actively interferometer noise, before being fed back said phase modulator (high frequency) and path length modulator to (low frequency) is integrated, it is filter and are amplified . 該線形組み合わせV θ (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。 The linear combination V θ (t) is used as an error signal in order to be able to lock into any phase theta.

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。 It may be combined with the phase-sensitive low-coherence interferometry test as the stabilized interferometer described herein. 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。 All setup of the systems described herein may be implemented via a free-space optics or Fuaiba optics. 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。 For clarity, illustration shows an embodiment of a free-space optics.

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。 Schematic representation of the reference beam stabilized interferometer optical phase delay sensitive for LCI is shown in Figure 12. 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。 Beam 353 from a low coherence source is within the stabilizing interferometer pass through the same path as the locking beam (locking beam) 355. 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。 The output beam is provided by varying the (stabilized) path length difference between the two arms of the interferometer, the output beam is highly stable between them, continuously variable optical path delay has made the sum of the two "copies (copies)" of the PLC beam modulated by 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。 Sample 382 is placed on the side in contact with the sample on the cover glass with anti-reflective coating on the LC wavelength. 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。 The LC beam is focused by a microscope objective lens 380 so as to pass through the glass and sample. 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。 Light backscattered is collected by the same optics is focused on the detector 366. 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。 Signals issued 該検 is the autocorrelation of the backscattering field having a time delay ΔL / c (an autocorrelation of the backscattered field with time delayΔL / c). 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。 It has a zero delay, display the interference fringes is illustrated in Figure 13 in the delay and, corresponding to 2 times the optical path length between the pair of scattering or reflecting surfaces in the sample arm is shown. 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。 In particular, the side not coated of said cover glass is disposed to leave d about 1 cover glass thickness from the sample, the interfering signal from the sample, when the n is the refractive index of the glass, seen in the optical path delay nd.

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。 With ΔL = ~2nd, the sample signal, to provide a continuous measurement of the sample phase, it is demodulated by a mixer or the lock-in amplifier at the modulation frequency. 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。 Said interferometer lock phase theta, in turn, to lock the zero crossing of the low coherence signal the demodulated may be changed electronically. 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。 In this way, the time evolution of the interferometer lock phase (time evolution) is used as a direct measurement of the sample phase. 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。 The locking proposal has the advantage of being independent from 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。 The system of the preferred embodiment, the optical delay is provided before the low coherence light enters the sample, the signal detected in that they are insensitive to changes in the distance between the sample and the interferometer, the dual-beam It resembles optically calculated by Tomogurafui (OCT) technique. 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。 Instead in the preferred embodiment, a Mach-Zehnder interferometer configuration to prepare the low coherence beam (Mach-Zender interferometer configuration) also may be used.

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。 Variable attenuator by introducing into one or both of the interferometer arms, it is possible to relative amplitudes of the two time delayed field is 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。 Reference beam schematic of the stabilized phase sensitive LCI is shown in Figure 14A. 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。 Setup of the system, except that it has a sample on the cover glass 430 in place of one of the interferometer mirror is similar to that of FIG. 11. 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。 The two beams 422 and 424 from two low coherence sources (LC1 and LC2) is incident to the input of the interferometer. 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。 The reference beam of the cover glass thickness having, e.g., 150 [mu] m, and whether or somewhat larger coherence length than are comparable. 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。 The cover glass reflector is used to lock the interferometer. 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。 Short coherence length of the reference beam to prevent the interferometer lock is affected by unwanted reflections from the microscope objective and other aspects.

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 The signal beam, to distinguish between the reflected sample and after the surface, several times greater than the cover glass thickness smaller coherence length (coherence length Several
times smaller)を有する。 With the times smaller). 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。 The reference arm length is adjusted to provide the interference fringes from the sample, and as previously described, the signal is demodulated to provide a sample phase As is illustrated in FIGS. 15A and 15B. 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。 Lock of the interferometer with respect to the side which is not coated of said cover glass results in the sample phase measurements for the INTERFACE, eliminating almost all of the 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。 Compared to optical retardation method described in connection with FIG. 11, the preferred embodiment has the disadvantage that signal and reference both beam is incident on the sample. 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。 Biological material, especially for use alive cells, which limits the power of which may reference beam used, resulting in locking of reduced quality. 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。 On the other hand, the scanning of the reference mirror enables more straightforward identification of reflections from the sample. 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。 Such a processing device of the computer 453, to provide feedback in communication with the electronic equipment used to process the phase shift measurements. 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。 Electronic image displacer 455 is used for displaying the phase shift and the associated image.

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。 The preferred embodiment a range of the sampling phase can be an image formed using two methods. 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。 In a first preferred method, the incident beam, the in-like in most embodiments of OCT, may be scanned onto the X-Y direction on the sample. 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。 In embodiments including the reference beam stabilized LCI, care to retain Toki該 reference beam interferometer lock the beam is scanned must be taken. 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。 In the second method, a charge coupled device (CCD) or a photodiode array may be used to detect the signal without scanning. 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。 Figure 16 illustrates an image forming system 500 of the stabilized phase sensitive for LCI. 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。 This optical system illuminates a larger area is used for imaging the scattered light onto the detector. 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。 Figure 17 is to illustrate the optical design of the preferred embodiment of the present invention, is simplified in the system configuration, not folded plate (simplified, unfolded version) are illustrate. 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 solid line represents the incident light, whereas the wavy line represents the light backscattered.

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。 The CCD for imaging, measurement of the relative phase is carried out by analyzing the sequence prior to [pi / 2 only changes the four images that of each phase. 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。 Figure 14B, in order to generate a phase shift by the present invention, using a mirror having a piezoelectric transducer (PZT) 461, actively stabilized CCD phase sensitive low coherence interferometer system for inspection It illustrates an embodiment of image formation using. 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。 Circuit 469 is an electronic device and the phase shift detection electronics used to create a phase shift using the PZT. 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。 The CCD is an array of pixels integrated in a single compact electronic chip. 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。 CCD controller 477 communicates with the CCD, the CCD is now, for example, be connected to such a processing device of the computer 478. 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。 Image displacer 479 is used for displaying the phase shift and the related image.

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 phase imaging a wide bandwidth, the signal from the photodiode array may be individually demodulated by the first and second double harmonic, which is the phase at each pixel is determined without ambiguity to enable the.

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。 Higher sensitivity and bandwidth of the preferred embodiment of the interferometer system of the present invention is to open up new possibilities for the measurement of small optical phase shift of biological and non-biological the medium. 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。 For example, the preferred embodiment allows the study of motion and the swinging of the cell membrane (fluctuations). 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。 Twin wavelength, phase-sensitive LCI was used to observe the cell volume adjustment and membrane dynamics of the cell culture of a human colon. 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。 Recently, low-frequency vibrations in the cell membranes was observed following the addition of sodium azide to the culture (sodium azide). 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。 Example of preferred LCI is to allow the study of membrane dynamics in a shorter time scale, where it is more important swing and mechanical vibrations that is thermally driven. 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。 2-dimensional image forming method of the preferred embodiment of the present invention allows the study of membrane oscillation of a collection of cells that interact. 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。 Vibration correlation (Oscillations and correlations) provides information about the cell signaling (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。 Preferred embodiments of the present invention can be used for the measurement of neuronal action potentials (neuronn action potential). 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。 The improved optical method for monitoring the electrical signals of neurons in non-invasive have a strong interest neuroscience. 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。 Current methods rely on calcium-sensitive or voltage-sensitive dyes, it has a number of problems including a short lifetime, phototoxicity (phototoxicity), and response time was slow.

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。 Action potential that came known for decades to be accompanied by optical changes in the nerve fibers and intracellular body. 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。 In addition, nerve came been shown to represent a transient increase of the stimulus when the volume. 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。 These changes phase transition in the cell membrane (phase transition), and the index shifters (index Shifts) by reorientation (reorientation) dipole (dipoles) in the cell membrane, came interpreted in relation to (term).

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。 Preferred phase-sensitive LCI method embodiments may be used to measure the optical and mechanical changes associated with the action potential. 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。 The increased bandwidth will allow sensitive phase measurements at ~1ms time scale of the action potential. 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。 Preferred embodiments of the present invention provides a long-term measurement of non-invasive nerve signals, may be used to provide the ability to image the same time many neurons. 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。 Analysis space of neuronal activity - the aid of embodiments using temporal patterning is important in the understanding of the brain. 活動電位の変化に伴うと知られる小さな(約10 −4 rad)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。 Small (approximately 10 -4 rad) Index shift and MakuYurado known the accompanying changes in action potential is detected in the preferred embodiment of the present invention to provide a sensitive speed and wide bandwidth high levels (> 1 kHz) obtain. 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。 These examples, differential measurement and the influence of the noise to provide a cancellation noise noise canceling method, such as isolation (isolation) to prevent noise from entering, stabilizing method of using the feedback element to cancel the noise, without feedback the use common path interferometer inspection minimized.

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。 The embodiments described herein can be used in many medical applications. 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。 For example, may be performed cortical mapping (cortex mapping) is improved compared to the speed and resolution to the electrodes prior art methods in neuroanatomy (Neurosurgery). 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。 Furthermore, the preferred embodiment may be used neuroanatomy in locating epilepsy foci (epileptic foci) (localize) for. 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。 The examples also allows monitoring of retinal neuronal activity in the eye (retinal nerve activity). 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。 Additional applications of the preferred embodiment of the present invention, 2-dimensional and 3-dimensional scanning by high speed provided by the embodiment, photodiode detector wide dynamic range and DC elimination provided by (DC rejection), cellular organism image forming nanometer scale campus, and characterization of epithelial tissues, such as, but not limited to, including detection, the vibration of the membrane of the auditory cells and blood vessels.

双ビーム干渉計を有するシステム(Systems including dual−beam interferometers) System with dual-beam interferometer (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。 Preferred embodiments of the present invention includes a conventional optical phase delay sensitive low coherence interferometer full Ivar base for integration into light microscope. 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。 Simultaneous electrical and optical measurements in hippocampal neuronal cultures (in cultures of hippocampal neurons) may be performed. 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。 The preferred embodiment comprises an imaging system having a photodiode array or rapid scanning beam. 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。 The method for optical stimulation of neurons in combination with LCI measuring the action potential neural network dynamics (neural network dynamics), synaptic plasticity (synaptic plasticity), and extremely for investigation of other fundamental problems of Neuroscience It can form a useful new tool.

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。 Another embodiment applies the phase-sensitive imaging techniques to brain slices and neurons in the body. 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。 Compensation and tracking the movement of the brain surface is a challenge become variable. 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。 Optical scattering is to limit the depth to which the signal of the neuron is extracted, it is possible to order of the depth of 100 [mu] m.

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。 Preferred embodiments of the interferometer is actively stabilized described here before the first wavelength is used for stabilizing, with a two-wavelength system second wavelength is for phase measurement. 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。 Figure 18A illustrates a diagram of schematic representation of two point Mach-Zehnder heterodyne interferometer system in which one wavelength is used. 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。 This point stabilization / reference interferometer system (point-stabilized / reference interferometer system) measures the phase difference of light passing through two points on the sample 586. 殆ど共通の光路構造は干渉計ノイズを減ずる。 Most common optical path structure reduces the 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。 Collimated laser beam or low coherence light source is split into the sample path 586 and the reference path by the beam splitter 584. 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L (対物レンズ)588とL (チューブレンズ)590を通過する。 The sample beam passes through the sample 586 and the lens L 1 (objective lens) 588 and L 2 (tube lens) 590 prior to final beam splitter 592. 該レンズL 588とL 590はそれぞれ焦点長さf とf を有し、倍率M=f /f を有する顕微鏡を構成する。 The lens L 1 588 and L 2 590 each has a focal length f 1 and f 2, constitutes a microscope with a magnification M = f 2 / f 1. 該レンズは、サンプル586とL 588の間の距離とL とL の間の距離がf 、L とL の間の距離がf +f であり、該画像面がL から距離f に配置されるように、整合されている。 The lens, the distance between the distance between the distance and L 1 and L 2 between the sample 586 and L 1 588 is f 1, L 1 and L 2 is f 1 + f 2, 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ω とω 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)594AOM とAOM を通過する。 The reference beam passes through each of the two acousto-optic modulator driven by RF field frequency omega 1 and omega 2 a (acousto-optic modulators) 594AOM 1 and AOM 2. AOM からの+1次の回折されたビームとAOM 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。 Iris (Irises) is used to select the -1-order diffracted beam of the +1 order diffracted beam and AOM 2 from AOM 1. 従って、AOM に入射する周波数ω の光は周波数ω =ω +Ωで第2ピンホールを出ており、ここでΩ=ω −ω である。 Therefore, the light of the frequency omega 0 incident on the AOM 1 in the frequency ω R = ω 0 + Ω and exits the second pin hole is where Ω = ω 12. 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。 The two AOM configuration is used to obtain a relatively low heterodyne frequency Ω of 100kHz digits. 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。 Low heterodyne frequencies preferred for use with high sensitivity photodetector, also is to facilitate optical alignment, it is because may be the Ω only involves a very small change in the beam direction is set equal to zero . 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。 If high heterodyne frequencies are desired than if may be used one AOM. 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。 For example, such processing device and image displacer 611 of the computer 609 to 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L 598とL 600により拡張される。 Frequency shifted reference beam is expanded by the lens L 3 598 and L 4 600, which is released by a distance equal to the sum of their focal lengths. 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。 Signal field and the reference field in the two image planes can be described by the following complex number notation.

(x、y、t)=E (x、y)exp[i(φ (x、y、t)+φ N,S (x、y、t)−ωt)] (23) 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)
(x、y、t)=E (x、y)exp[iφ N,R (x、y、t)−(ω+Ω E R (x, y, t ) = E R 0 (x, y) exp [iφ N, R (x, y, t) - (ω + Ω
)t] (24) ) T] (24)
ここでxとyは該光路に沿った横座標(transverse coordinates)であり、φ (x、y、t)は調査中のサンプル位相であり、φ N,S (x、y、t)とφ N. Where x and y are the transverse coordinates along the optical path (transverse coordinates), φ S ( x, y, t) is the sample phase under investigation, φ N, S (x, y, t) and φ N. (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E (x、y)、E (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。 R (x, y, t) represents the interferometer noise of the sample and reference in the arm, and E S 0 (x, y) , E R 0 (x, y) to it but may for example also Gaussian (Gaussian) it is not limited to the field amplitude profiles.

該サンプル位相φ (x、y、t)は該サンプルn (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 sampling phase φ S (x, y, t ) is the sample n S (x, y, z , t) may be represented as follows in terms of the refractive index distribution of the time-dependent

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。 Where z is the axial coordinate, the integration is performed over the depth of the sample. 拡大係数Mに注意されたい。 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 ± =|E ±E =|E +|E Brightness of the two image plane I ± given below = | E S ± E R | 2 = | E S 0 | 2 + | E R 0 | 2
±2|E ||E |cos[φ (x、y、t)+φ N,S (x、y、t)−φ N,R (x、y、t)+Ωt] (26) ± 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 )
このヘテロダイン信号は位置(x ,y )と(x 、y )に配置された2つの光ダイオードPD 604とPD 606により検出される。 The heterodyne signal is detected by the position (x 1, y 1) and (x 2, y 2) of two arranged on the photodiode PD 1 604 and PD 2 606. 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。 The light may be collected through fiber optic or pinholes. 該検出された輝度のAC成分は下記で与えられる。 AC component of the detected brightness is given by the following.

(t)=2|E ||E |cos[φ (x 、y 、t)+φ N,S (x ,y ,t)−φ N,R (x ,y ,t)+Ωt] (27) 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)
(t)=−2|E ||E |cos[φ (x 、y 、t)+φ N,S (x ,y ,t)−φ N,R (x ,y ,t)+Ωt] (28) 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)
ヘテロダイン信号I と−I 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。 The phase difference between the heterodyne signals I 1 and -I 2 is then measured by the lock-in amplifier or the phase detector circuit 608.

Φ 12 (t)=[φ (x ,y 、t)+φ N,S (x ,y ,t)−φ N,R (x ,y ,t)]−[φ (x ,y ,t)+φ N,S (x ,y ,t)−φ N,R (x ,y ,t)] 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 (x ,y ,t)−φ (x ,t) +φ N,S (x ,y ,t)−φ N,S (x ,y ,t)−φ N,R (x ,y ,t)+φ N,R (x ,y ,t) (29) = 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)
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 φ N,S (x ,y ,t)=φ N,S (x ,y ,t) (30a) If If assumed that the interferometer noise is independent of the transverse position, it becomes the following φ N, S (x 1, y 1, t) = φ N, S (x 2, y 2, t) (30a)
φ N,R (x ,y ,t)=φ N,R (x ,y ,t) (30b) φ N, R (x 1, y 1, t) = φ N, R (x 2, y 2, 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。 The measured phase difference is simply the difference between the sampling phase at the selected point as shown below.

Φ 12 (t)=φ (x ,y ,t)−φ (x ,y ,t) (31) Φ 12 (t) = φ S (x 1, y 1, t) -φ S (x 2, y 2, 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。 This method may be implemented using a physical restraint only any number of photodetectors in the image plane in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 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。 It may be used to fiber optic bundle coupled to a photodiode array or a photodiode to image the said phase simultaneously at multiple locations. 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。 Any one detector, the phase difference with respect to that in all other respects are measured, it may be chosen as the "standard (reference)" detector.

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。 Image forming Mach Zehnder schematic for a heterodyne interferometer is shown in Figure 18B. このデバイス670はサンプル673を通った光の下記位相 This device 670 is represented by the following phase of the light that has passed 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。 Its optical layout, two changes, (i) the image forming detector (IMAGING detector), for example, a charge coupled device (CCD) 682 is disposed in one of said image forming surface, (ii) an electro-optical polarization modulator (electro-optic polarization modulator) 672 and a polarizer 681 is used for performing the stroboscopic detection, except the same as the 2-point Mach-Zehnder heterodyne interferometer described to Figure 18A. 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。 Quantitative phase image is obtained by phase-shifting interferometry test.

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。 Dependent intensity distribution in time on the CCD image plane is given by the following.

I_(x、y、t)=|E ±E I_ (x, y, t) = | E S ± E R | 2 =
|E +|E −2|E ||E |cos[φ (x、y、t)+φ N,S (x、y、t)−φ N,R (x、y、t)+Ωt] (32a) | 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)
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。 Stroboscopic phase shift interferometry test is used to form an image of the heterodyne fringe pattern in the phase-sensitive manner. 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。 This requires a "gating (gating)" of at detection CCD, this can be done in several ways. 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。 Sensitizing unit (intensifier) ​​Sensitizing with by controlling the voltage (intensified) CCD can be gated (gated). 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。 Electro-optical cell of the large aperture in front of the CCD (large-aperture electro-optic cell) is used as a high-speed shutter. 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。 In the system illustrated in FIG. 18B, an electro-optical polarization switch (electro-optic polarization switch) is used to control the polarization (polarization) of the input beam to the interferometer. 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。 The two polarization, corresponding to FIG. 18B, "in-plane (in-plane)" and "out-of-plane (out-of-plane)" to be labeled. 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。 Linear polarizer (linear polarizer) 681 is so placed in front of the CCD imaging device 682, only the in-plane polarized light is detected, plane polarized light is reflected by or polarizer is absorbed.

(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。 (If necessary via fiber optic) photodiode matched to the first image plane is used to obtain the following signals, such as at two points heterodyne interferometer.

(t)=2|E ||E |cos[φ (x 、y 、t)+φ N,S (x ,y ,t)−φ N,R (x ,y ,t)+Ωt] (32b) 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)
ゲート用信号は次いで下記の様にヘテロダイン信号I から導出される。 The gate signal is then derived from the heterodyne signal I 1 as follows. 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。 Electronic comparator outputs "High (high)" when the heterodyne signal is positive a positive slope. これは位相0を有するゲート信号に対応する。 This corresponds to a gate signal having a phase 0. 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。 [pi / 2, [pi and positive similar signals each negative slope of the phase shift of 3 [pi] / 2, a negative negative slope, and the positive slope negative, generated by the trigger with the heterodyne signal It is. 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。 Heterodyne 687 and gate 688-691 signals of the preferred embodiment of the present invention is shown in Figure 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。 Then the gate signal is subsequently used to gate the CCD detector. そのシーケンスはコンピュータ685により制御される。 Its sequence is controlled by a computer 685. 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。 Light only when the gate signal is "high", it is allowed to drop onto the CCD. 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。 Four to achieve the corresponding luminance (Intensities) upon exposure, although the a four gate signals, four exposure corresponding to the heterodyne period equal number is captured by the CCD. 該4つの測定されたフリンジ画像はI (x、y)、I π/2 (x、y)、I π (x、y)、I 3π/2 (x、y)と呼ばれる。 The four measured fringe image I 0 (x, y), I π / 2 (x, y), I π (x, y), I 3π / 2 (x, y) called. 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。 Then the relative sample phases, the phase shift between each of the four frames is calculated by the following.

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。 For example, the entire disclosure of, such as those described in Non-Patent Document 2, which is incorporated herein by reference, other methods of calculating the phase shifting and phase may also used. 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。 Further, interferometer noise, as long as it is constant over onto the image plane is canceled through to a reference noise heterodyne signal I1 that is correlated (t). 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。 Stroboscopic phase imaging, integral over the common heterodyne reference signal (integration) is carried out over time, "bucket (bucket)" can be considered as integral form.

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。 Stroboscopic phase imaging can take place also with dual-beam heterodyne interferometer of the preferred embodiment of the present invention. 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。 This requires low coherence wavelengths such as 850nm which can be detected by the CCD. 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。 It also as compared with FIG. 19 to be described later, requiring modification of the sample beam delivery system to the image forming system shown in FIG. 18D. 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。 In this embodiment, the reference heterodyne signals used to generate the four gate signals are provided by the optical reference signal. 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。 Shutter action of the detected signal may be performed by the polarization modulator with a fiber optic switch or 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。 Preferred embodiments of the present invention includes a dual-beam reflection interferometer. 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。 Preferred embodiments of the bi-beam reflection interferometer test has twin beam heterodyne LCI separated. 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。 The heterodyne dual-beam interferometer 620 is shown in Figure 19. 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。 The interferometer to the arrangement partially reflective surface in front of the sample, is used to measure the phase variation of the reflected light from the sample. 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。 For example, it is possible to measure the light phase reflected from the sample on the thin piece of glass. 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。 As another example, the measurement to compare the reflection from the tip of the fiber optic probe placed near the sample under study may be performed.

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。 Superluminescent diode (SLD) or multimode low coherence source 622 such as a laser diode is coupled into a single mode optical Fuaiba entering the vacuum chamber 640 through the vacuum feedthrough (vacuum feedthrough). 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。 The inside the chamber is confined free space coherence Michelson interferometer which is isolated from the vibration. 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。 The low coherence beam is fired to through coli Mate queuing lens from the fibers, is split by the beam splitter 626. (1(656)及び2(658)と呼ばれる)該干渉計のアームは周波数ω とω のRF場により駆動される音響光学的変調器(AOM 628とAOM 634)を有する。 Having (1 (656) and 2 (658) and called) the arm of the interferometer acousto-optical modulator driven by RF field frequency omega 1 and omega 2 (AOM 1 628 and AOM 2 634). 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。 In each arm, is selected by positively shifted first-order diffracted beams pinhole. 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M 632とM 638により反射され該AOMへ戻る。 Light is focused by the lens 630 and 636, and then is reflected by the mirror M 1 632 and M 2 638 returns to the AOM. 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。 The lens is placed at a distance of one focal length from both of the AOM and the mirror. 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。 This design allows the said AOM retroreflective matching (AOM Retroreflection alignment) is held between the spectrum of the low coherence (wide spectrum) light.

該AOMは2重通過構成(double−pass configuration)で運転されるので、周波数ω での入射光は、それぞれアーム1(656)と2(658)を通過後、ω +2ω とω +2ω にシフトされる。 Since the AOM is operated at double pass configuration (double-pass configuration), the incident light at the frequency omega 0, respectively the arms 1 and (656) after passing through the 2 (658), and ω 0 + 2ω 1 ω 0 It is shifted to + 2ω 2. 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(ω −ω )である。 Frequency difference between the two beams that have passed through the arms 1 and 2 is Ω = 2 (ω 1 -ω 2 ).

該ミラーの1つ、M 632は該2つのアーム間の光路長差Δl=l −l を調整するために並進ステージに取り付けられる。 One of the mirrors, M 1 632 is attached to a translation stage to adjust the optical path length difference .DELTA.l = l 1 -l 2 between the two arms. 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。 Beam combined after passing the said two arms can be considered a beam with two pulses separated by a time delay .DELTA.l / c. 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。 Reflections from the two interferometer arms is focused to return into Fuaiba by the collimator 660, exits the indoor 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。 Optical circulator (Optical circulator) is used to separate the back-reflected beam from the incident beam. 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。 Light is emitted as a free-space beam by another collimator 662, and first passes through a partially reflective surface 664 is focused on the sample 642. 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。 Back-reflected light is collected by the same collimator is detected by the passing halo diode 650 to another optical circulator. 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。 Optical retardation of the Michelson interferometer is adjusted to match the optical path difference Δs between the reflection from the reflection and the reference surface of the sample S. 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。 When this condition [Delta] L = Delta] s is sustained to the coherence length in the lc source, heterodyne signals at a frequency Ω is detected by the interference between the light reflected from the surface S642 and R664. 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。 Mixing the two AOM driving field was measured for the local oscillator to be provided by doubling, the heterodyne signal phase representing the measured value of the phase of the sample reflection with respect 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l より実質的に長くなければならない。 For heterodyne signal is prevented created by the reflection of a single surface, said length Δs must be substantially longer than the coherence length l C. 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 signal is based on the glass surface, so as not to scatter from the sample, the sample thickness is taken less than the glass thickness Delta] s.

該干渉計の定量的説明は下記の様である。 Quantitative description of the interferometer is shown below. 最初に波数k を有するモノクロの源を考える。 First, consider the source of the black-and-white with the wave number k 0. 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。 Electric field amplitude at the input of the Michelson interferometer is described below.

=A cos(k z−ω t) (33) E i = A i cos (k 0 z-ω 0 t) (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。 Field back the AOM from the pass after the beam splitter is given by the sum of the field from the two arms of the interferometer.

=E +E =A cos(2k −(ω +2ω )t)+A cos(2k −(ω +2ω )t) (34) 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)
ここでk =k +2ω /c及びk =k +2ω /cである。 Here is a 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。 This dual-beam is incident on the sample now. が基準反射までの光学距離、s がサンプル反射までの光学距離とする。 optical distance s 1 is to the reference reflector, s 2 is the optical distance to the sample reflection. もし該基準及びサンプル反射の反射率がそれぞれR とR 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。 If a said reference and sample reflectance reflection R 1 respectively R 2, when the multiple reflection is disregarded, place reflected from the sample is described below.

該検出された輝度i 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 as shown below in place amplitudes squared.

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。 It is assumed that the optical frequency oscillating term is ignored, the wave number shift Omega / c due to the frequency shift is negligible compared to the inverse of the path length difference Δs and .DELTA.l.

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 the low coherence (broadband) source, it is assumed that it center wavenumber k0, and the maximum wavelength Δk at half-maximal spectral bandwidth, and comprises a Gaussian power spectral density having.

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。 Detected brightness for low coherence radiation is found by integrating the results of the monochrome 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。 Is the source (source) coherence function for spectral density selected. 又ここでl は下記の様にコヒーレンス長さである。 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 pathlength difference, .DELTA.l = Delta] s to have the coherence length in, and as is .DELTA.l >> lc, if chosen, dependent signal dominant time is in the form below.

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。 By measuring the phase of the signal for the local oscillator 652 i.e. LO = cos (Ωt), the change in Δs can be measured. 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。 Isolation of Michelson interferometer (isolation) is necessary so that the phase noise is not affected by the measurement through changes in .DELTA.l.

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。 Figure 20 illustrates a preferred embodiment the isolated bi-reference heterodyne low coherence interferometer of the present invention. 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。 The interferometer for scattering from various depths within the sample, is used to measure the phase of light reflected from the selected depth within the sample. 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。 This setup has the advantage over the glass reflecting surface in any way does not require point, the simpler dual-beam interferometer. このシステムは生体内測定用に理想的である。 The system is ideal for measurements in vivo. 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。 Bi standard (dual reference) Michelson interferometer can be used for imaging the neural activity over the three-dimensional volume (neural activity) sufficiently thin or the transparent sample. 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。 This system can be used to study the development of neural networks (development).

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。 Light from the low-coherence source 702 is divided into upper and lower channel by fiber optic coupler 706. 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ω 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。 Although the upper path is similar to the dual-beam interferometer is described above in connection with FIG. 19, the double pass AOM having a frequency shift omega 1 occupies the old sample position, sample turn below the interferometer It is disposed within the road. 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。 The two fields are re-combined in another full Ivar coupler 742. 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。 Photodiode 746, 748 are arranged in 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。 Quantitative Description of the interferometer for monochrome sources are shown below. 該上方路の場は下記の様に書かれる。 Place of the upper route is written as shown below.

=A cos(2k −(ω +2ω −2ω )t)+A cos(2k −(ω +2ω −2ω )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s とs 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 lower path is shown below (again, the sample is assumed to have two reflection at position 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。 Pathlength fiber optic cable was assumed to be equal to between the two arms. 周波数ω 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。 Mirror 740 associated with AOM736 with frequency omega 3 may be caused to translate so as to equalize the pathlength.

光検出器信号のAC成分は下記で与えられる。 AC component of the photodetector signal is given below.

ここでΩ 13 =2(ω −ω )そしてΩ 23 =2(ω −ω )である。 Here Ω 13 = 2 (ω 1 -ω 3) and a Ω 23 = 2 (ω 2 -ω 3). 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。 For the poly-chromatic for Gaussian spectral distribution (polychromatic Case) results in the following.

コヒーレンス長さ内へ、 To the coherence length in the,

、そして更にΔl、Δs<<l と仮定する。 And suppose further .DELTA.l, and Δs << l c. その時支配的項は下記である。 Dominant term at that time is the following.

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Ω 12 =Ω 13 −Ω 23 =ω −ω を選択する。 Then, these two frequency components are combined in a mixer, the bandpass filter selects the frequency Ω 12 = Ω 13 -Ω 23 = ω 1 -ω 2 difference.

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Ω 12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。 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. 該測定された位相はφ=2k (Δl−Δs)である。 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。 It said phase shifter (phase shifter) is used to compensate for the interferometer noise with some effect on the phase measurement despite its differential nature. 光ダイオード信号成分の位相 Photodiode signal component of the phase

が測定され、s 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。 There are measured, the reflection from s 1, through the phase shifter is used as an error signal to lock 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。 In the examples that use the reality of the sample, but would not be two of reflection, the distribution of scattering is. 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。 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。 Embodiment described in connection with FIG. 19 with respect to electrical signals created by mixing the acousto-optic modulator (AOM) RF field, measuring the phase of the optical heterodyne signal. この実施例に付随する複数のノイズ源がある。 There are several noise sources associated with the embodiment. 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。 They include probably due AOM heating from the RF field, the order of about one wavelength over a few minutes (1 [lambda), and drift slowly, the phase noise at 120Hz from 60 Hz, the. 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。 Furthermore, the amplitude is present, it is probably due to line noise in the voltage to turn the AOM (AOM turning voltage). 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。 Additional sources of broadband amplitude and phase noise which varies when the chamber of the external fiber optic is moved is strongest estimated as due to polarization mode spectroscopy in said optical circulator (polarization mode dispaersion) (PMD) .

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 minimizes the noise, preferably better to remove, and it contains a measurement that is optically scaled for reducing drift and noise, or AOM tuning voltage supplied by a precision voltage source the use or use polarization maintaining optical Fuaiba component (polarization-maintaining fiber optic components) in place.

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。 Figure 21 illustrates a preferred embodiment of the optical scaling interferometer to minimize noise. 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。 This embodiment addresses the issue of experience drift and noise by the system described in connection with FIG. 19. 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。 Embodiment illustrated in connection with FIG. 21 is a heterodyne dual-beam interferometer. 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。 The interferometer is used to measure the phase variation of the reflected light from the sample using various cutting points (different transverse points) which may be a reference on the sample target, or another element. 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。 Low coherence source 762, such as SLD is coupled to a single mode optical Fuaiba, the fibers enters the vacuum chamber 782 through the vacuum feedthrough. 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。 The heterodyne Michelson interferometer operates as described in connection with FIG. 19. 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。 Reflections from the two interferometer arms is focused to return by the collimator 766,792 within two Fuaiba, leaving the indoor. 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。 Providing a reference additional optical path is different transverse points on another element. 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。 Light backscattered is collected by two collimator 788,790, it is detected by optical circulators 794 and 798 to pass after two photodiodes 796,800, 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。 In the bi-scaled interferometer test, Example combines reflective scaled phase measurement and the transverse reference point. 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。 Ideally, the reference point and the sample object may be arranged at the on the same glass. 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。 This has nothing like any of the tilt of the cover glass, an additional advantage of canceling the vibration and / or expansion effects. 図22で図解される様に、測定される位相は下記である。 As is illustrated in Figure 22, the measured phase is below.

φ(t)=(φ −φ ')−(φ −φ ') (49) φ (t) = (φ 1 -φ 1 ') - (φ 2 -φ 2') (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。 Preferred embodiments of bi scaled interferometer to cancel the noise, a light detector having a similar gain and frequency response. 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。 Furthermore, polarization maintaining components and Fuaiba, can be used to address the polarization effects within the fibers. 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。 In particular, polarization mode spectroscopy in the optical circulator is created a variable delay between the polarized waves of two orthogonal, it is led to the noise in the amplitude and phase, the noise alleviated by the use of polarization-preserving components It may be. 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。 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。 23A is illustrates graphically the voltage of the piezoelectric transducer (PZT) that is used to calibrate the system described in connection with FIG. 21. 該PZT校正セットアップは図25Aで図解される。 The PZT calibration setup is illustrated in Figure 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。 Phase change corresponding to a displacement of the mirror 888 is illustrated graphically in Figure 23B. この位相変化は27nmの校正された距離変化に対応する。 This phase change corresponds to the 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。 Figure 24 is associated with the interferometer illustrated in Figure 21, but illustrates graphically the noise characteristics over the entire time interval 50ms in radians, where the two arms of the interferometer are made equal.

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。 25A and 25B are represented by the calibration setup schematic for the sample and the reference signal in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 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。 Spacing between the mirrors and the beam splitter is changed in PZT. 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。 The PZT motion light source (helium - neon or titanium; Safuaia) is calibrated by monitoring the 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。 Preferred embodiments of the present invention is directed to a system having a dual-beam low coherence interferometer used for performing non-contact measurement of small motion of faces reflecting such weak nerves displacement motion during the action potential. 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。 Nerve fibers showing a lateral surface displacement in the rapid outward during the action potential. 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。 Commonly attributed to the flux of water into the axon, the "swelling (swelling)" phenomenon initially crab nerve (crab nerve) at and after a number of other invertebrate and spine specimen (invertebrate and vertebrate preparations was observed in). 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。 All observations nerve swelling to date has come to rely on optical or piezoelectric sensors placed in physical contact with the nerve. 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 method of optical non-contact measuring nerve displacement removes the artifact and (artifacts) associated to the contact makes it possible to simultaneously imaging multiple nerve activity in their natural state.

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。 Preferred embodiments of the present invention includes the application of a dual-beam heterodyne low coherence interferometry to measure the swelling effect of the lobster (lobster) nervous the bundle. 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。 Prior art methods of interferometric experimental observations nerve swelling has a low sensitivity, for the failure of frog (frog) or some kind of motion associated with the action potential in the lobster nerve detection, not been successful It was. 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。 More recently, the refractive index change in a nerve during the action potential were measured successfully using transmitted light interferometry.

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。 In order of nanometers over ms time scale, measured nerve displacement at high speed can be recorded in terms of low reflectance requires stable interferometric measurement system. 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。 According to a preferred embodiment, consists of both a single-mode full Ivor and free-space element, dual-beam system is shown in Figure 26. 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ω =110.1MHz及びω =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。 Fuaiba coupled superluminescent diode 922 is light from {opto speed SL Day (Optospeed SLD), the center wavelength 1550 nm, bandwidth 40 nm (FWHM)} is collimated, aligned to the double pass configuration, the frequency omega 1 = It is driven by an RF field 110.1MHz and omega 2 = 110 MHz, into the Michelson interferometer including an acousto-optic modulator 946,952 (AOMs). 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。 Mirrors mounted on translation stage allows control of the reciprocating optical path difference ΔL between the two interferometer arms. 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。 Light enters the Michelson interferometer through full Ivor collimator leaves.

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。 The output from each of the two ports of the Michelson interferometer is a dual-beam consisting of two low coherence field having a different frequency shift and variable delay. 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。 One of the bi-beam the (more see FIG. 27) nerve chamber setup (nerve chamber setup) incident on and one incident on the reference gap. 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。 Each of the nerve up to the reference gap has two reflective surfaces separated by an adjustable distance, it is aligned so as to reflect to return the incident light into its respective Fuaiba. 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。 All but one of these surfaces is INTERFACE between the glass that is not air and coat. 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。 In the sample, the second reflection comes from INTERFACE between air and nerve surface.

ΔL とΔL 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。 [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. 該3つの路長ΔL、ΔL 及びΔL 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。 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. 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(ω −ω )=200kHzのヘテロダイン信号を記録する。 If this condition is satisfied, the light detector 932,962 (New focal 2011) includes the light reflected from (1) the Michelson arms 1 of the interferometer traverses the surface of the sample 2 (or reference gap) (2 ) record the heterodyne signal frequency Ω = 2 (ω 1 -ω 2 ) = 200kHz by interference between the light reflected from the Michelson interferometer arms 2 traverses the surface of the sample 1 (or the reference gap) . 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)=k [(ΔL −ΔL)−(ΔL −ΔL)]=k (ΔL −ΔL )、ここでk は光源の中心波数(central wave number)である。 The phase difference between the two heterodyne signals (up to a multiple of 2 [pi) 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). 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。 An amount in the most sensitive to phase noise, Michelson path delay [Delta] L, is canceled in the difference measuring method. 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。 As polarization independence optical circulator 926,930,960 to maximize the power that is detected, and reflected light is used so that not again enter the Michelson interferometer. 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。 Polarization controller (not shown) is used to minimize the effects of polarization mode spectroscopy of optical Fuaiba the part.

該位相差φ(t)を測定するために、該光検出器の出力は5×10 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。 To measure the phase difference φ a (t), the output of the optical detector 5 × 10 6 samples / sec 12-bit A-D card {National Instruments of CPC eye -6110 (National Instruments PCI-6110 )} it is digitized by. 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)/2k として該位相シフトを表す。 Sequence of instructions in the computer via a Hilbert transform to calculate the phase difference between the two signals, representing the phase shift as a 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。 For the interferometer to verify that perform the displacement measurement, the neuronal Setup planar with 300Hz frequency and 27nm amplitude modulated sinusoidally a cavity intervals using a piezo transducer (cavity spacing) (planar ) it was replaced by Hua Brie Perot cavity Tei (Fabry-Perot cavity). 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。 Dual-beam interferometer measurement of amplitude and frequency, when said cavity is scanned for several [mu] m, and good agreement with the value determined by monitoring the transmission of 632.8nm Helium-Neon laser beam.

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。 According to a preferred embodiment, the American lobster (American lobster) walking leg nerve (walking leg nerve) of {E Maras America eggplant (Homarus americanus)} (diameter 1mm or less, 50 mm or less in length) are cut, in Fig. 27 It was placed an acrylic resin as is illustrated in machined nerve chamber on (on a nerve chamber machined from acrylic). 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。 The chamber has five wells filled with lobster brine solution (lobster saline solution) (wells), the nerve between wells, so as to maximize the resistance between the (inter-well resistance) wells, oil It is surrounded by an insulating layer of jelly (petroleum jelly). 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。 Stimulation electrode (stimulation Electrodes) for supplying current pulses of the stimulation isolator (stimulus isolator) the duration of variable amplitude and 1ms of 0-10mA to stimulate the nerve (excite) through. 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。 Stimulation Isolators - said current supplied by, for the parallel conductive through said brine (parallel conductance), perhaps much larger than the actual current passing through the nerve. 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。 Compound action potential generated in the nerve is detected by the recording electrodes 998a, 998b of the pairs is amplified by the gain 104. 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。 The nerve in the middle of the wells, so that it does not sink into the salt solution, resting on a small glass-platform. 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。 The nerve is kept to have a humidity cutting and data collection saline.

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。 Figure 28A and 28B is illustrating a preferred embodiment one potential and optically measured displacement nerve for attempts by the present invention. 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。 Spike at time zero in the electrical signal by the artifact and stimulation. 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。 And, the peak of a series describing the action potential of a large number of axons of the nerve the bundle is followed. 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。 Optical signal has a direction corresponding to the surface displacement in the upward, indicating the duration of about 10ms height of approximately 5nm peaks and FWHM. 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。 It said optical signal indicates a number of rather one peak from the peak in the electrical signal, which is due to a single topological (monophasic) (one sign) the nature of the displacement signal. 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。 Rms noise of the displacement measurements (rms noise) is approximately 0.25nm between 1kHz 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。 Displacement was observed in about half of the nerves prepared products, changes in amplitude for 5mA stimuli from 0 to 8 nm. 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。 The big change might reflect a difference in the procedure of preparing with the nerve itself. 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。 Similar displacement amplitude was also reported using a neural crab and crayfish (crayfish). 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。 Recent studies lobster nerve swelling using the optical lever (nerve swelling), small displacement at about 10 times or less was observed (about ~10 times smaller displacement), but it reflects the earth TAFE act of the technology and might.

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)。 To control the earth TAFE act like a thermal expansion of the ohmic heating of the nerve stimulation current, the displacement signal and the peak electric signal of one nerve when stimulation current is changed was measured (in FIG. 29 as is illustrated). 該電気及び変位信号は殆ど同一のしきい値電流(約1.5 Electrical and displacement signals are almost identical threshold current (approximately 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。 mA) and represents the saturation current (about 5 mA), suggesting that the observed displacement accompanying the action potential. 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。 In contrast, the ohmic effect will be characterized by a second order dependence and non-saturation of the current. 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。 Thus, a preferred embodiment of the present invention provides a learning neural displacement to be controlled for the stimulation of earth TAFE Act. 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。 The preferred embodiment includes a heterodyne low coherence interferometer for performing a first non-contact and the first interferometric measurement of nerve swelling. 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。 Biophysical mechanisms of nerve swelling is imaged and analyzed the individual axons with a preferred embodiment of the present invention. 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。 Bi-beam low coherence interferometer has many other applications in the measurement of nanometer-scale motion of alive cells. 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。 Other embodiments include microscope based on the interferometer to detect mechanical changes in one neuron accompanying the action potential. 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。 Also related interferometry test method is used to measure cell volume changes within the cell monolayers cultured (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。 Figure 30 illustrates the optical layout of the dual-beam interferometer for scanning system according to the preferred embodiment of the present invention. 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。 Mirror 1024,1030 placed on motorized galvanometer is placed in the Fourier plane of the imaging system (Fourier planes), the beam is to allow it to be scanned to traverse the sample without a change in angle. 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。 The mirror about 30 Hz, scanning amplitude 1-2 degrees (50-100 on the sample). 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。 The galvanometer is Lissajous (Lissajous) is a raster pattern 1052 (rastered), or may be scanned.

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。 Figure 31 illustrates a galvanometer position and phase data using a Lissajous scan was collected from the sky of the cover glass according to the preferred embodiment of the present invention. 図の全体の場は約100μmである。 Entire field of the figure is about 100 [mu] m. 垂直軸は測定された位相である。 The vertical axis is the measured phase. ノイズプロフアイルは1kHzに亘り約25mradである。 Noise profiles is about 25mrad over 1kHz.

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。 Figure 32A and 32B is illustrating a color map of the phase image and intensity (amplitude) image of back reflection of the preferred embodiment of the present invention (Backreflection). 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。 The beam scan data is collected from the sky of the cover glass. そのノイズプロフアイルは1kHzに亘り約25mradである。 The noise profiles is about 25mrad over 1kHz. 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。 Highest at the center is for power (Power) is misregistration which occurs when the beam is moved away from the optical axis (Misalignment) and clipping (clipping). 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。 That black dots in the image corresponding to the pixels that were not visited 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。 Figure 33 is illustrated by schematic representation a focusing problem addressed by embodiments of the present invention. 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。 Cells 2002 is seated on the glass coverslips 2004 dual-beam microscope. 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。 The solid line represents the focused beam onto the upper glass surface and the cell. 点線は該ガラスの底面から反射されるビームを表す。 The dotted line represents a beam that is reflected from the bottom surface of the glass. 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。 Phase reference interferometer inspection system is a dual-beam interferometer inspection of the preferred embodiment of the present invention, not only the collection of light scattered from a sample of interest, scaled fixed arranged in front of the sample It was required also reflected from the surface. 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。 Different axial positions of the sample and reference, especially in a high numerical aperture optical system (high numerical aperture optical system), to challenge effectively simultaneous collection of both the scattering of the reference and sample. 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。 Such as to enable efficient light collection of the sample and reference with a numerical aperture of 0.50, two solutions to said focus problem is provided by the system of the preferred embodiment. 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。 The first, second focus lens (bifocal lens) system, opening the (numerical aperture), by dividing the peripheral and axial rays pass through different curve portions of bifocal optical element, the sample and reference both surfaces At the same time it brings to a focus. 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。 The bifocal element plane - may be made by polishing flat the central region of the convex side in the convex lens (plano-convex lens). 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。 To position the bifocal lens in the vicinity of the Fourier plane of the microscope allows for beam scanning through the mirror galvanometer of the 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。 Figure 34 illustrates a design for a bifocal lens of the preferred embodiment of the present invention. 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。 The bifocal lens, it is easier to precede rather than of the objective lens. この実施例は並進の容易さを提供する。 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。 Figure 35 illustrates another design for a bifocal lens system of the preferred embodiment of the present invention. 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。 The bifocal lens system 2050 at the Fourier plane of the imaging system, or near, to allow the beam scanned by placing the bifocal lens. 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。 One beam 2068 is axial beam (axial beam), the beam 2070 is near beam (marginal beam). 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。 Optical properties with respect to primary with a tilt beam is unchanged (invariant).

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。 Figure 36 illustrates the calculation of the optical distance between the distance between the two foci is preferable equal such lenses f3 (2 focus) to [delta] = 100 [mu] m by way of example and f2 of the present invention after the objective lens to. 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。 Optical design is provided by ray tracing (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。 Figure 37 illustrates the production of bifocal lens of the preferred embodiment of the present invention. 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。 The bifocal lens is plane - may be made by brushing the central portion of the convex lens flat. ガラスの非常に小さい厚さが除かれる(約2−10μm)。 Very small thickness of the glass is removed (about 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。 Small changes in path length difference between the signal and the reference is provided.

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。 38, when the objective lens is scanned towards the glass coverslip with a preferred embodiment of the present invention, illustrating the measured back-reflected intensity through optical circulator. 後面及び前面からの反射は約100μmだけ分離される。 Reflections from the rear and front are separated by about 100 [mu] m. 重なり合いは無く、かくして干渉は無い。 Overlap is not, thus interference is not.

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。 Figure 39 is a preferred embodiment of the present invention, which illustrates the luminance reflected back with respect to the objective lens focal position for a bifocal lens having one reflection from the mirror. 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。 With bifocal lenses f3, (when the objective lens position is scanned) one peak from the mirror, the two corresponding to different objective lens focusing mirror to be focused a shaft and a peripheral beam at the position divided. ピーク間の間隔はレンズf2とf3の間の距離に依る。 Spacing between the peaks due to the distance between the lens f2 and f3. この実施例では、その間隔は約100μmである。 In this embodiment, the spacing is about 100 [mu] m.

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。 Figure 40 is using the bifocal lens with both cover glass reflector according to a preferred embodiment of the present invention, illustrating the objective lens focal position versus back reflection luminance. 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。 This figure is depicted a diagram of the two previous together, provide several smaller peaks and four major 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。 Figure 41 when adjusted to match the distance between the glass surface before and after the distance between the f2 and f3, the preferred embodiment of the present invention, illustrating the objective lens focal position versus back reflection luminance. 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。 Marginal ray axis ray at the same position is focused on the front surface, it is focused onto the rear surface. これは中央に見られる大きなピークを提供する。 This provides a large peak seen in the center.

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。 Figure 42 illustrates a special small peaks caused by the binding of the shaft and the peripheral beam (coupling) by a preferred embodiment of the present invention (extra small peaks). 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。 These special peak occurs at just midway (exactly halfway) between the two peaks is explained by the binding to the peripheral beam from the axis. 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。 The amplitude of 該特 another peak is highly dependent on the optical alignment, it could be minimized by precise adjustment of the optical system, it is preferable preferably be removed.

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。 Figure 43A is illustrates a dual-beam probe having a reference surface as an integral element in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 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。 The probe consists of full Ivor collimator 2382 and graded refractive index holdings (graded index) (GRIN) lens 2390. 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。 Rear uncoated of the GRIN lens to provide a reference reflection. 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。 Does not require a separate reference plane, the probe is well suited for application in vivo. 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。 The probe may be installed on the high-speed scanning piezo translator (fast scanning piezo translator) in order to perform two-dimensional phase imaging or 3-dimensional confocal phase image formation. 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。 This embodiment provides easy pre matched full Ivor probe used for displacement measurement. 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。 The probe has a high numerical aperture in the range of about 0.4-0.5 (numerical aperture) (NA), which provides efficient light gathering from scattering surface. 該一体型基準面は焦点の深さによる課題を解決する。 The integrated reference surface solves the problem by the depth of focus. 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。 Probe of the preferred embodiment replaces the collection of complex optical instruments, suitable for body 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。 Another preferred embodiment of the fiber optic dual-beam interferometer probe 2381 is illustrated in Figure 43B. 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。 In this embodiment, the reference reflector is provided by an end portion (cleaved end) 2385 was torn with light Fuaiba. 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。 In this example, the end portion 2385 is polished at right angles to the fibers axis. 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。 The fibers 2383 are disposed in a ferrule of the glass inserted into the housing 2387 (ferrule) 2389. 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。 The light emitted by the fibers end 2385 is focused by stepwise refractive index holdings (GRIN) lens, the lens in this example has a pitch of about 0.29 or 0.3. 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。 The fibers are aligned schematically equal magnification M to 3.5 to match the numerical aperture of the fibers (NA = 0.13) and GRIN lens (NA = 0.50). 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。 The beam is in this case comes to a focus in at samples in approximately 300μm from the distal surface 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。 Figure 43C is a two nerve fibers from the hippocampus of rats cultured (rat hippocampal culture) {axons (axons) or dendritic (dendrites)} bright field microscopic image (brightfield microscope image). 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。 Figure 43D is a representation of the heterodyne signal amplitude as a function of sample scanning bifocal measured position with dual-beam 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。 Figure 43E is a reflection phase image of the same sample as seen in Figure 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。 Figure 44 is a preferred embodiment of the present invention, an illustration 2400 by schematic representation of a twin-beam probe to be applied to investigate the shape of displacement effects observed in nerve during action potential. 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。 By changing the angle of the probe, the displacement in the 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。 Figure 45 illustrates a dual-beam probe system that may be used for image formation by scanning whether any preferred embodiment of the probe or sample of the present invention. 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。 Scanning of the probe is preferred to avoid the introduction of earth TAFE act by the sample movement. 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。 The probe may be very fast (about 1kHz) scan for its light weight (about 2-3 grams). 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。 Since the reference plane is integral with the probe, it is possible (for both luminance and phase) 3-dimensional confocal imaging (three-dimensional confocal imaging). 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。 The illustrated dual-beam probe system can measure the transmission or reflection. 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。 The preferred embodiment, the distance from the objective lens to the sample has a highly stable scanning dual-beam probe microscope.

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。 Figure 46A-46C, the luminance image of the preferred embodiment according to bifocal dried human cheek epithelial cells plated dual-beam microscope on glass coverslips antireflection coating using the present invention, the backscattered light the measured phase image and bright-field images illustrate respectively. 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。 The image is generated by scanning the microscope stage with motorized translator. 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。 Figure 46A and 46B of the image (field of view horizontally 130 .mu.m × vertical 110 [mu] m, the scanning is 100 × 100 pixels) displays each of the heterodyne signal amplitude and phase. 図46Cは同じ頬細胞の明視野画像(視野は約60μm×40μm)である。 Figure 46C is a bright field image of the same cheek cells (field of view of about 60 [mu] m × 40 [mu] m) is. 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。 The phase image displays a contrast of less than one wave. 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。 This reflects the Topogurafui (topography) most of the lower surface of the flat said cell 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。 Figure 46D-46G may illustrate dual-beam microscope of the rough surface measurement capability is illustrated in Figure 43 (profilometry), 25 mm focal length plane - concave convex lens is placed on the cover slips, the top of the coverslip is antireflection coated with 1.5μm wavelength as shown in Figure 46E. 図46Dは該レンズの中央部分の輝度画像を図解する。 Figure 46D is illustrates a luminance image of the central portion of the lens. 図46Fは反射光の位相マップである。 Figure 46F is a phase map of the reflected light. 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)。 Figure 46G is illustrates a cross section of the phase image, the phase will not be wrapped, having a mating square (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。 Coefficients of the second order term corresponds to the radius of curvature of 11.7 mm, there is a known curvature and consistency of the lens surface. 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。 Point outside in brightness and phase image (Outlying points) are for pits (pits) on the dust particles or lenses.

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。 Figure 47A-47E are preferred according to the embodiment, a schematic diagram of an interference recording (interferogram), stepwise treatment phase (phase stepping) (FIG. 47B-47C) and bucket integral (bucket integration) (Figure of the present invention and various methods of collecting 47D-47E) such frame, to illustrate the principle of phase shift interferometry tests, including. 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。 The method comprises the steps of modulating a phase, the process of recording the minimum value of three frames with (recording a minimum of three frames) and a process of calculating an optical phase shift.

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。 Figure 48A-48C is to illustrate the preferred principles of stroboscopic heterodyne interferometer inspection system according to an embodiment of the present invention. 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。 This system, except that the bucket switching refers to the heterodyne signal to noise criteria given the correlation to provide a very slow phase noise, resulting in bucket integration similar continuous phase ramping (continuous phase ramping) acoustically - having optical modulation. 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。 In contrast, stroboscopic heterodyne interferometer provides continuous measurements since 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。 Figure 49 illustrates a preferred embodiment schematic diagram of stroboscopic manner dual-beam heterodyne interferometer 2570 according to an example of the present invention. 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。 Light from dual-beam interferometer is Korimeto, electrical - enters the optical polarization modulator (electro-optic polarization modulator) 2594. 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(f とf 、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。 Light reflected from the beam splitter 2582, passes through the two lenses of the telescope configuration 2580,2576 (f 1 and f 0, that is, the objective lens), and to illuminate the sample as a collimated beam. 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f によりCCD2586上に集められる。 Sample, for example, from the rear surface of the cell 2573 and a cover slip, light reflected back is collected on CCD2586 by the objective lens and f 1. 該レンズf 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。 The lens f 1 is matched to leave one focal length from and the Fourier plane (FP) 2578 such away one focal length from the CCD. 該対物レンズf 2576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。 The objective lens f 0 2576 is in one focal length from the one focal length and the sample from the Fourier plane as well. 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。 Electrical combined with the polarizer 2584 in front of the CCD - optical polarization modulator acts as a high-speed optical switch. 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。 Electrical - optical polarization modulator is a, such as at bi-beam interferometer, a heterodyne signal from the reference gap, is gated by one phase of the reference signal. 好ましい実施例では820nmSLDが使われる。 In the preferred embodiment 820nmSLD is used. 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。 Light on the sample 2573 is collimated, thus also 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。 Figure 49B and 49C by a preferred embodiment of the present invention, illustrating a data indicating the phase noise for dual-beam probe illustrated in Figure 43, which is focused onto the stationary glass surface.

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。 Illustrated in connection with FIG. 26, the described system is typically Examples approximately 100μm only axially separated reflective surface and the sample on presenting challenges attempt to focus the light. 開口数>0.1の場合、これは場の深さより遙かに大きい。 For numerical aperture> 0.1, which is much larger than the depth of field. 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。 It is possible to change the 2 either focus optical system or or probes designed to address this issue, however, the two-focus optical system is at the high numerical aperture objective lens having a worse low collection efficiency the are typical, diffraction from the portion remote from the axis of the lens (off axis portion of the lens) can make a fringing effect (fringing effects). 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。 Probe design, the reference surface is separated from the sample, the numerical aperture is limited by the fact that is limited to 0.5 in 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。 Although FIG 50A system 2700 is illustrated, the light from the two passages therein are combined so along the common path before the light is directed onto the sample. 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。 Light from path 1 are focused on surface 1, light from the passage 2 is focused on the surface 2. 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。 Interferometer incorporating this feature is shown in the dual-beam system 2800 of Figure 50B. 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。 The system 2800 directs on the face surface and the reference 2809 samples 2807 light from a light source 2801,2 one mobile reflectors 2803,2805 and both passages, has a polarization beam splitter 2811. 偏波成分の方向は図50Cで明らかに示される。 Direction of polarization components is clearly shown in Figure 50C. 該干渉計の各アームは1つの面上に導かれる。 Each arm of the interferometer is directed onto one face. その結果光はより効率的に使われる。 As a result the light is more efficiently used. 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。 Beams are separately focused without edge effects from bifocal lens. 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。 Consequently tradeoff by the numerical aperture is not, the system, except the light source optionally may be configured in a free space in Nidzu without for fiber optic coupling. これは光収集効率を改善出来る。 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) Quantitative phase microscopy using a spatial light modulator (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。 In another aspect, the present invention provides a system and method for microscopy which combines a phase contrast microscopy and the phase shift interferometry test. 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。 The system and method of the present invention can be applied to the transmission structure and the reflecting structure. 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。 In various embodiments, the method and system use a common optical path for the wave of different spatial frequencies, to shift the phase between the waves of different spatial frequencies emanating 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。 Optical field phase came used for many years to provide many wavelengths less accuracy required in applications. 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。 For example, originally a biological system is a weak scatterer (scatterers) were visualized using the principle of phase contrast microscope. 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。 Interferometry test is one way to access the phase information, therefore, have been developed over the past years in order to find the phase of various interferometric testing technology associated with the specimen. 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。 Only technologies such phase contrast microscopy and Nomarski microscopy (phase contrast and Nomarski microscopy) is a very useful and popular method uses as just contrast agent optical phase (contrast agent), the size do not provide quantitative information about the of.

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。 On the other hand, the phase shift technology is able to determine the phase information in a quantitative manner, the variety of the interferometer schemes have been proposed over the past few decades. 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。 Differential phase contrast techniques based on light polarizing came to INTERFACE ordinary optical coherence tomography E. (common optical coherence tomography). 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。 As a special case of the phase-shifting interferometry test, bucket integration technology came used also for a two-dimensional phase image formation. 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。 However, these interferometers usually necessary want to create two physically separate beams to sensitize them to the decorrelation environmental noise (uncorrelated environmental noise). 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。 This problem often requires actively counteract certain measures the noise. 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。 Hue over-locked loop (phase lock loops) came used are in for this purpose. 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。 What is needed is a microscope system and method or eliminating reduce uncorrelated noise from a signal of the interferometer.

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。 System and method of the present invention causes interference with various spatial frequencies of light emitted from the sample using a common optical path. 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。 In various embodiments, the present invention provides a system and method for providing a phase image of substantially free samples from decorrelation environmental phase noise (uncorrelated environmental phase noise). 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。 In addition, the preferred embodiment, the method of the present invention can be obtained a phase image in the presence of even phase specificity when low coherence illumination source is used (phase sigularities).

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。 In various preferred embodiments, the present invention is not sensitive to environmental phase noise, provides a device which can provide highly precise and stable phase information over any exposure time. 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。 In various embodiments, the present invention is based on the description of the interference pattern of the image. 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。 An example of such a description is an Abbe imaging theory (Abbe's imaging theory). 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。 Each point in the image plane is considered to superposition of waves propagating at different angles with respect to the optical axis (superposition) (interference). 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。 If the zero-order scattering from our samples, as a reference interferometer, we consider, the image is seen as interference between field going to leave the zero-order field and 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。 Figure 51A-51D are schematic representations of various features of such a description of the image. 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。 Figure 51A is a schematic representation 1100 of the interference pattern 1102 is created by a high spatial frequency component 1104 and the zero-order component 1106. 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。 Figure 51B is a schematic representation 1110 of the interference pattern 1112 is created by the low-frequency component 1114 and the zero-order component 1106. 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。 Figure 51C is a schematic representation 1120 of a diffraction spot 1122 is created by the superposition of broad spatial frequency beam 1124 from at the image plane 1126. 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。 Figure 51D is a schematic representation 1130 of broad diffraction spots 1132 than is generated by a narrow spatial spectrum 1134 than in the image plane 1126. 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。 In addition, for example, higher order components the 0-order and higher may be considered as a 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、 Electronic field intensity amplitude and the image plane of the imaging plane is obtained expressed as follows,

ここでE image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I image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。 Here E image denotes the amplitude of the optical electric field at a point on the imaging surface, [psi represents the optical phase, and I image is the light intensity at a point on the imaging plane represents and character 0 and 1 served here, respectively, for example, represents a zero-order component and higher order components of the formula 50-56, unit amplitude (Unitary amplitude) is considered. 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=ψ −ψ 、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。 Formula 51, the variation of the small phase compared to π straddles the sample, Δψ = ψ 10, slowly the brightness of the image plane varies about, it is equivalent to say that the image is lacking in contrast there, it illustrates that. 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。 However, by shifting the 0-order phase ψ0 by [pi / 2, the image luminance distribution can be expressed by the following.

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。 Formula 52, in turn, the luminance of the image plane is very sensitive in the vicinity of the value [Delta] [phi] = 0, it will be purely phase subject example, a equivalent to say that the image represents the contrast become soluble It illustrates 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。 In addition to improving the luminance contrast, can provide quantitative information about or target phase distribution to shift the phase of the zero-order light component. 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。 For example, consider that shifts the phase of controllably changeable amount δ by the zero-frequency component. 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I image (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、 Total electric field E (x, y) in several mag of the points in the image plane (x, y) image luminance I image (x, y; δ ) , said zero-order field is constant on the image plane thinking that, but may be represented by the following,

ここでI は該低周波成分に付随する輝度、I は該高周波成分に付随する輝度である。 Here I 0 is the luminance, I 1 associated with the low frequency component 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。 Here, it cites the order of the light coming from the sample (order) in general. 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。 However, when the SLM is used, in fact, it is very difficult to shift controllably only the phase of the zero-order component of the light coming from the sample. 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。 Thus, in a preferred embodiment, it shifts the phase of the low frequency spatial components containing all zero-order light. 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。 Accordingly, the system and method of the present invention, it is performed by shifting only the phase zero-order component, and it does not require the other orders of the phase is to be understood.

δを変えることにより、Δψ(x、y)=ψ (x、y)−ψ を得ることが出来て、その表現は下記である。 By changing the δ, Δψ (x, y) = ψ 1 (x, y) to be able to obtain a -ψ 0, its representation is below.

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。 Phase associated with the sample ψ, for example, using a phase representation of the total electric field E (x, y), obtained using equation 53 and 54. 対象に付随する位相は下記で表され得る。 Phase associated with the object may be represented by the following.

式56で、β=I /I 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。 In Formula 56, a β = I 1 / I 0, it represents the ratio between the luminance associated with the respective high and low spatial frequency components. βの値は、例えば、δの4つの値でのI image (x、y;δ)から得られる。 The value of β may be, for example, I image (x, y; δ) of the four values of [delta] is obtained from.

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。 In various embodiments, systems and methods of the present invention is based on the transmission structure for the microscopy system. 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。 Figure 52 illustrates a schematic diagram of one embodiment of a microscopy system 1200 according to the invention based on transmission structures. 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P 1212にサンプル1210の画像を形成する。 Referring to FIG. 52, a pair of lenses, the objective lens 1204 and a tube lens 1206 forms an image of the sample 1210 on an image plane P 2 1212 a transmission structure. 該レンズL 1214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。 The lens L 3 1214 is used to form the Fourier transform of the image on the spatial light modulator (SLM) 1216. 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。 Central region 1217 on the SLM1216 is different from the rest of the SLM, applying a controllable phase shift δ in the central zone 1218 of the incident beam 1220 and reflects 該全 incident beam 1220. 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。 The central zone of the incident beam 1220 is drawn by the inner boundary 1222 of the beam, corresponding to the low spatial-frequency wave (low spatial frequency waves). 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。 Outer boundary illustrates a passage 1224 in the high frequency beam components, the divergence of the two beam components of low frequency and high frequency (divergence) are exaggerated visualization purposes. レンズL 1214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。 Serves as a second lens of the lens L 3 1214 also 4f system, for example, by using a beam splitter BS1232, for example, such as a charge coupled device (CCD), creating a final image on the detector 1230.

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。 A wide variety of devices is obtained is used for controlling the SLM, to acquire an image of the sample. 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。 For example, in various embodiments, the computer 1250 controls the modulation of the SLM1216, then incremented by [pi / 2 to [delta], or preferably from to synchronize image acquisition the detector 1230. 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。 And operation of Equation 55 is obtained done in real time, thus the speed of the phase image to be displayed in the preferred embodiment is limited only by the record refresh rate of acquisition time and the SLM1216 of the detector 1230.

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。 A wide variety of illumination modes and the illumination source may be used to provide illumination 1260 for transmission structure of the present invention. 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。 The illumination may be performed in the mode of light or dark or any place. 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。 In addition, specific request relates coherence properties of the light source to be used is not. 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。 The system and method of the present invention is the laser beam, partially coherent radiation, or for example, a discharge lamp such as the "white (white)" can be used with light. 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。 The illumination source, however, should 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。 As illustrating in FIG. 52, interfering low-frequency and high-frequency field is the component of the same beam, thus sharing a common optical path. 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。 Low frequency and high frequency components thus affected in a similar manner by phase noise and various embodiments of the present system can be considered as quantitative phase microscope optically noise-free. 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。 For example, in various embodiments, it is possible phase sensitivity of lambda / 1,000 over any time acquisition scale.

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。 In various embodiments, systems and methods of the present invention is based on the reflection structure for microscopy systems. 透過及び反射構造の間の差は照明構造にある。 The difference between the transmission and reflection structure is the illumination structure. 透過構造は反射構造に変換され得る。 Transmission structure can be converted into the reflecting 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。 Figure 53 illustrates a schematic diagram of one embodiment of a microscopy system 1300 of the present invention based on the reflection structure. 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。 Outer boundary of the passage of the low-frequency and high-frequency components are not illustrated in so clear Figure 53. 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。 In addition, the divergence of the light beam in FIG. 53 are exaggerated visualization purposes. 種々の実施例では、ビームスプリッターBS 1301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。 In various embodiments, the beam splitter BS 1 1301 makes it possible to second illumination source 1302 is coupled within the system to provide illumination 1303. 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。 In one embodiment, the second illumination source comprises a superluminescent diode (SLD). 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。 For example, such low coherence source SLD it is desirable to avoid interference due to reflections at various INTERFACE of 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P 1312上へ画像形成する。 Referring to FIG. 53, a pair of lenses, the objective lens 1304 and a tube lens 1306 forms an image of the sample 1310 to the image plane P 2 1312 above. 該レンズL 1314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。 The lens L 3 1314 can be used for forming the Fourier transform of the image of the spatial light modulator (SLM) 1316 above.
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。 Central region 1317 on the SLM1316 is different from the rest of the SLM, applying a controllable phase shift δ to the central zone 1318 of the incident beam 1320 and reflects 該全 incident beam 1320. 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。 The central zone 1318 of the incident beam 1320 corresponds to a wave of low spatial frequency. 又該レンズL 1314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。 Mata該lens L 3 1314 serves as a second lens 4-f system with a beam splitter BS1332, for example, creating a final image onto such detectors 1330 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。 A wide variety of devices and control of the SLM, may be used to acquire images of the sample. 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。 For example, in various embodiments, the computer 1350 controls the modulation of the SLM1316 by incrementing the δ only [pi / 2, or preferably from synchronizing image acquisition of the detector 1330. 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。 Calculation of the equation 55 is performed in real time, thus the speed of the displayed the phase image in the preferred embodiment is limited only by the record refresh rate of acquisition time and the SLM1316 detector 1330 (refreshing rate).

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。 Reflective structure of the preferred embodiment of the present invention also can have a such illumination 1360 are used, for example, transmission structure. 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。 Suitable transmission illumination mode including the mode of bright field and dark field, but is not limited thereto. 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。 To, such as at transmission structure of the present invention, there is no specific requirements for the coherence properties of the illumination source to be used. 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。 The system and method of the present invention is the laser beam, partially coherent radiation, or for example such as from the discharge lamp (discharge lamp), "White (white)" can be used with light. 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。 However, the illumination source should have a 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。 In the reflective structure of the present invention, interfering low-frequency and high-frequency field is also a component of the same beam, thus sharing a common optical path. 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。 Low frequency and high frequency components thus affected in a similar manner by the phase noise, various embodiments of the system of the invention be considered as quantitative phase microscope optically noise-free (optically noise-free quantitative phase microscope) It can be. 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。 For example, in various embodiments, it can be over any time scale phase sensitivity of lambda / 1,000 to acquire.

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。 In various embodiments, the present invention provides a phase contrast microscopy system utilizing a spatial light modulator having an image forming module and phase imaging module. 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。 The imaging and phase imaging module, for example, obtained made independently to achieve their use in the current optical microscope.

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。 Collected called Figure 54, Figure 54A and 54B are illustrated by schematic of one embodiment 1400 to integrate the present invention with an optical microscope. 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。 Outer boundary of the passage of the low and high frequency components are not illustrated in so obvious within FIG 54. 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。 In addition, the divergence of the optical beam in FIG. 54 are exaggerated for purposes of visualization. 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。 Phase imaging head 1450, for example, using a video output of the microscope, it is capable of being optically microscope 1410 and in tough Ace. 該光学顕微鏡1410はレンズL 1412とL 1414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。 Optical microscope 1410 includes a pair and the mirror 1416 of the lens L 1 1412 and L 2 1414, they light from the sample 1420 can be steered to the microscope video output. 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。 Typically, a portion of the light is directed by the beam splitter 1424 to the eyepiece 1426, the lens focusing 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L 1454を有する。 The phase imaging head 1450 has a lens L 3 1454 used to form the Fourier transform of the image onto the spatial light modulator (SLM) 1456. 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。 Central region of the SLM1456 is different from the rest of the SLM, it can be applied to controllable phase shift to the central zone δ of the incident beam 1460 and reflects the total incident beam 1460. 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。 The central zone of the incident beam 1460 corresponds to a wave of low spatial frequency. 又レンズL 1454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 lens L 3 1454 serves as a second lens 4-f system with a beam splitter BS1472, for example creating a 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。 Take Control and sample image of the SLM may, for example, be achieved using a computer 1480, the computer is incrementing the δ only [pi / 2 to control the modulation of the SLM1456, or preferably the detection it is preferable to synchronize image acquisition vessels 1470. 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。 The computer can, for example, or the "computer" is a stand-alone computer with the phase imaging head (stand alone computor) is standing on a computer associated with the microscope, it can include instructions present invention . 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。 Calculation of the equation 55 is performed in real time, thus the speed of the phase image to be displayed, in the preferred embodiment is limited only by the record refresh rate of acquisition time and the SLM1456 of the detector 1470.

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。 In various embodiments, the lateral resolution of the system of the present invention (Transverse resolution) is improved by the addition of 4-f system. 4−fシステムは透過及び反射の両構造で使われ得る。 4-f system can be used in both the structure of transmission and reflection. 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。 In addition, 4-f system can be used in a system including a calibration system. 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。 4-f system realizes that utilize other Fourier operation 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。 Figure 55 illustrates a schematic diagram of one embodiment of a system 1500 and method of the present invention utilizing 4-f system. 該4−fシステムはレンズL 1504とL 1506の対を有し、空間フイルター、F、1508を含むことが出来る。 The 4-f system has a pair of lenses L 4 1504 and L 5 1506, it can include a spatial filter, F, 1508. 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。 Spatial filter, F, 1508 provides control of the amplitude of the individual spatial frequency (individual spatial frequencies). 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。 In combination with a phase control provided by the SLM of the present invention, such amplitude control, said since enhancement of the high frequency component can be improved contrast, for example, examine the intracellular small organelles (small organelles inside a cell) to facilitate that. 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。 Spatial filter F Other applications article can be preferably attenuates certain spatial frequencies is expected (Envisioned).

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。 4-f system various transmission structures examples and is it is possible additionally to both of the reflective structure embodiment of the present invention of the present invention. 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。 Reflection source (reflection source) (e.g., such a second illumination source 1302 in FIG. 53) can be readily added to the embodiment of FIG. 55 of the present invention by those skilled in the art with the disclosure of the invention provided .

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。 System and method for phase contrast microscope technique utilizing spatial light modulator has a wide variety of applications. 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。 These systems and methods may, for example, be used for imaging the structure of μm and nm-scale. 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。 An important class of applications, existing between cells (inter-cellular) and intracellular (intra-cellular) tissue (organization), study of dynamics and behavior (behavior) (investigation). 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。 And stability is provided by using a low and a common optical path for both components of the high frequency, the ability to make measurements in transmission and backscattering mode, the various preferred embodiments of the present invention, the number of a few hours day, over an extended time interval, to suitable for examining single cell and whole cell (ENSEMBLES). 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、有糸分裂(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。 Thus, in various embodiments, phase imaging provided by the preferred embodiment of the present invention are, for example, from mitosis (mitosis) to cell death (cell death), during the life cycle, alive were cells conversion in size and shape (transformation), may be used to provide slow information about dynamic processes (slow dynamical processes) of such cells.

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。 In various preferred embodiments, the method and system of the present invention, the process of cell separation after splitting the (process of cell separation after division) examined with an accuracy of nanometers, the size of the cell membrane (cell membrane), the characteristics or both It is used to provide the information. 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 Phenomenon in particular has received attention recently is programmed cell death (programmed cell death) - death (apopto
sis)である。 A sis). 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。 Withering is Assuming may be controlled in the laboratory with various preferred embodiments, the method and system of the present invention is used to examine the transformation induced in the cells in this process. 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 a variety of cells {e.g., cancerous (cancerous) versus normal (normal)} examine the difference in the life cycle of, used to detect.

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。 Layers confluence of cells (confluent layers of cells) is expected to have some degree of interaction can lead to collectively a mechanical operation. 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。 In various preferred embodiments, the method and system of the present invention, for example, obtaining the cross-correlation between different points of the phase image obtained by the present invention (performing cross correlations) this interaction by (mutual interaction) It is used to investigate.

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。 Preferred phase image forming provided by embodiments of the present invention may also, for example, stimulation such as responses to (Stimuli), may be used to provide information about the fast dynamic processes of the cell (fast dynamical processes) . 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。 For example, processes such as cell volume adjustment (cell volume regulation) is the response of alive cells to biochemical stimuli. 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。 The time scale for the response may be in anywhere to the minute millisecond, system and method should be measured in the preferred embodiment a high accuracy using the of the present invention. 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。 In various preferred embodiments, the method and system of the present invention examines the response of cells to biochemical stimuli, the cellular structure {e.g., cytoskeletal (cytoskeleton)} are used to measure the mechanical properties of.

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。 In various preferred embodiments, the method and system of the present invention, for example, not seen in the understanding of the phenomenon of intracellular organelles transport (organelle transport inside the cell), the creation of an artificial biomaterial (artificial biomaterials) also in, it used to investigate the cell structure information has important implications. 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。 In various preferred embodiments, the method and system of the present invention, for example, they to associate with the mechanical properties of the cells and cellular material, for example, using mechanical vibrations to stimulate the cell membrane and the by measuring the amplitude of the vibration of the cell membrane, it is used to examine the cellular structure. 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。 Traditionally, this magnetic to excite the motion or trapped Bidzu (magnetic or trapped beads) are used. 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。 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 pressure (photon pressure of a femtosecond laser pulse), or both, with a used to examine the cellular structure.

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。 One important class of applications is an intracellular organization and dynamics studies organelles (cell organelles). 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。 In various preferred embodiments, the method and system of the present invention are used to determine the transport of various particles inside the 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。 In addition to the diversity of biological research, the preferred embodiment of the invention, for example, such as the investigation of semiconductor nanostructures (semiconductor nano-structures), is suitable for industrial applications. 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。 The semiconductor industry is a fast of the wafer quality in nano-fabrication process (nano-fabrication process), lack of evaluation of high reliability. 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。 In various embodiments, the method and system of the present invention, for example, in a quantitative manner, are used to provide nanometer scale information of the semiconductor structure. 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 the preferred embodiment, information of nanometer scale is provided at about one second digit measurement (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。 Figure 56 illustrates one embodiment of a phase contrast microscopy system 1600 that utilizes spatial light modulator (SLM) according to the present invention. 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。 The system is illustrated in 1600 can be used both reflection structures and transmission structures. 加えて、該システムは校正サブシステムを備える。 In addition, the system comprises a calibration subsystem.

図56を参照すると、1対のレンズ、対物レンズL 1607とチューブレンズL 1606がミラー1613を使ってサンプル1610を面P1612に画像形成する。 Referring to FIG. 56, a pair of lenses, the objective lens L 1 1607 and a tube lens L 2 1606 is the sample 1610 to the image formed on the surface P1612 using mirror 1613. 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。 The image formation, for example, the light from the fiber optic coupler (FC) 1614 and {here is illustrated as a helium neon (HeNe) laser source} first illumination source 1620 through the first fiber optic 1616 to the sample 1610 It may be performed using the transmission structure by binding to. 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。 The imaging may also, for example, the through f-theta 1614 and the second fiber optic 1622, the light from the second illumination source 1624 attached, said second illumination source 1624 the sample 1610 from (as illustrated as SLD here) It may be done using the reflecting structure by using a first beam splitter 1626 to direct the light onto.

レンズL 1630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。 Lens L 3 1630 is used to form a Fourier transform of said image to the first spatial light modulator (SLM) 1632 above. 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。 The SLM1632 is used to apply a controllable phase shift δ at the center zone of the incident beam 1634. 1実施例では、該レンズL 1630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。 In one embodiment, the said lens L 3 1630 serves as a second lens 4-f system to create on the final image using the second beam splitter 1638 first detector 1636 (herein illustrated as CCD). 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。 In one embodiment, a system is illustrated in Figure 56 further, for example, a second 4-f system as that illustrated by diagrammatically in Figure 49. 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。 The system of Figure 56 has a calibration subsystem for calibration of Mata該 SLM. 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。 Passage of the calibration light is illustrated by schematic representation a wavy line 1640, whereas the passage of the illumination light and the image formed by the light is illustrated in schematic formula by solid line 1642. 該校正サブシステムは、レンズL 1652とL 1654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P 1656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。 Calibration subsystem, a portion of the light from the first beam splitter 1626 collected using pairs of lens L 4 1652 and L 5 1654, but the light passed through the polarizer P C 1656, the polarizer is the It may be used to switch between the SLM operation phase mode and amplitude mode. 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。 For calibration, the SLM1658 is scanned through a phase shift from 0 to 2π amplitude mode, final light phase shift it is attenuated when it returns through the polarizer. 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。 Then the light is collected through the lens L6, and focused on the 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。 Planning and various devices to control the system of Figure 56, may be used for calibrating the phase image. 1実施例では、第1制御ユニットPC 1670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PC 1672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。 In one embodiment, the first control unit PC 1 1670 is used by the image acquisition by the first detector 1636, the second control unit PC 2 1672 is controls the first and second 2SLM1632,1658, said through oscilloscope 1674 to collect data from the detector 1664, it is used. 該制御ユニットPC ,PC 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。 The control unit PC 1, PC 2 can be separate units or a single unit. 例えば、PC とPC 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。 For example, PC 1 and PC 2 are able to separate computers or the same computer, the control unit can include analog and / or digital circuitry 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。 In various embodiments, systems and methods of the present invention has, for example, a dynamic focusing (dynamic focus) using the micro-lens (MicroLens). 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。 In various embodiments, systems and methods of the present invention has, for example, a parallel focus (parallel focus) for simultaneously imaging two or more points of the sample. 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, systems and methods of the present invention has, for example, the coherence function shaping (coherence function shaping) to simultaneously access the several points 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。 Phase contrast microscopy system of the present invention utilizing a spatial light modulator may be operated in two modes. 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。 In the first mode referred to as the "amplitude mode (Amplitude mode)" in the following, the Fourier filtering (Fourier filtering) is obtained, the calibration is performed. 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 following "phase mode (phase mode)" called second mode, the optical wavefront (wavefronts of the light) is reproduced (Reconstructed), the phase image is formed.

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。 In the "phase mode" of the various embodiments, prior to the SLM is polarizer without the light is aligned with the fast axis of the SLM (fast axis). 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。 The incident light, for example, is phase shifted by the address 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。 In the "amplitude mode", a polarizer is placed in front of the SLM. 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。 Incident light phase shift to said SLM (e.g., the in, such as at "phase mode") is, said polarization is rotated. 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。 When the light is reflected from the SLM, it returns through polarizer, the signal is attenuated. 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。 Therefore, there is a calibrated amplitude reduction on the basis of 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。 Figure 57A and 57B are illustrates by schematic an electro-optical effect onto pixels of an image in the amplitude mode 1700 and phase mode 1750, 1702,1752 of Ei where is the projection of the electric field of the incident wave front, s axis 1704,1754 is slow axis of the SLM (slow axis), f axes 1706,1756 are fast axis of the SLM (fast axis).

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。 Figure 58A-58C is a block diagram 1800,1850,1855 of the various embodiments of the operation of the SLM mode. 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。 Figure 58A is illustrates the usual operating mode of the setup for the phase imaging, draw the SLM operation. 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)。 RGB1802 control unit for controlling the SLM, for example, a computer, a gray scale value obtained by the (gray scale value) (the RGB-to-ψ is determined by calibration). 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。 RGB is converted to a voltage, is used to address the pixels on the SLM1804. 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。 To provide a phase shift to incident light 1806, its voltage, for example, is applied to the liquid crystal on the SLM. 校正は振幅モードで得られる。 Calibration is obtained in the amplitude mode. 図58Bは校正で起こる変換を図解する。 Figure 58B is illustrates the transformation that occurs in the calibration. 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。 Brightness, for example, such as a photodetector, is obtained as a function of the gray-scale image using the detector 1852. 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。 Luminance as a function of the gray scale image is then converted to the phase as a function of the gray scale 1854. 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。 Figure 58C is controlled - illustrates the phase mode (control-phase mode), how, in various embodiments, the calibration value [psi (gray scale) of the physical phase shifts induced by the SLM control and the SLM It illustrates what is changed in the relationship between. 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。 Now, for example, it is possible to create a look-up calibration tables for equipment. 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。 Phase as a function of the gray scale then gray scale image 1856 (e.g., for display on a computer) is used to generate a combined 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。 Figure 59 is an example of a calibration curve 1900 obtained for equipment operated in an amplitude mode. 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。 Calibration curve 1900 plots the gray scale 1904 in units of the phase shift Tai該 RGB values ​​in units of radians. 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。 The resulting final curve 1906 shows the relationship between the physical phase shift induced by the SLM of the computer control and the SLM in Fuomatto calibration lookup table. 図59は校正ルックアップテーブルとして役立つ。 Figure 59 serves as a calibration look-up table. 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。 Cutoff 1908 of the curve in 1906 is the wrapping of the phase (wrapping).
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。 Examples Example reflection structure was used in this example transmission structure is used in the invention is provided and the present invention is provided. 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。 For example, the notation is not wrapped rotational appearing in FIG. 62-66B show that 2π ambiguity is removed.
例1:校正されたサンプルの位相画像形成(Phase Imaging of a Calibrated Samples) Example 1: Phase imaging of calibration sample (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。 In this example, it is examined well calibrated samples, the present invention illustrates that can provide quantitative information in nanometers (nm) scale. 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。 The sample consists of metal deposition on a glass substrate, in which subsequently etching is performed. 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。 Metallized pattern is in the form of a figure eight, the thickness of the metal layer is measured by nano Prof Enviro meter (nano-profilometer), was about 140 nm.

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。 Figure 60A-60D shows an image obtained with four different phase shifts δ for systems that use a reflective structure. 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。 Image 2000 of FIG. 60A is [delta] = 0, FIG. 60B is an image 2200 of [delta] = [pi, FIG 60C is an image 2400 of δ = π / 2, and Figure 60D is an image 2600 of 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、E と、該場の低周波の波ベクトル成分、E と、の間の関係2100を略図で図解する。 Figure 61 is a electric field E vector 2102, a high frequency wave vector component of該場, and E H, the wave vector component of low frequency該場, illustrates a E L, the relationship 2100 between the schematically. 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。 As is illustrated in Figure 61, y- axis 2110 and x- axis 2112 represents a CCD pixel size. その位相ψはその対象の“真の(real)”位相である。 Its phase ψ is "true (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。 Figure 62 is, for example, a calibrated Δψ image of the sample 2200 is generated using the data and formulas 55, such as is illustrated in Figure 60A-60D. 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。 Both Figure 62 the y- axis 2202 and x- axis 2204 is a unit of a pixel on the CCD. 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。 Scale bar 2206 on the right of FIG. 62 represents a 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。 Figure 63 is a phase image of the sample 2300 was calibrated using the system and method of the present invention. 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。 Figure 63 is a formula 56, which is generated using a data such as is illustrated in Figure 62. 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。 Figure 63 also Equation 55 and 56, even using the data such as is illustrated in FIG. 60A-60D may be generated. 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。 y- axis 2302 and x- axis 2304, is indicated in units of CCD pixels, scale bar 2306 of the vertical is the unit 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。 As is illustrated in Figure 63, the height of the deposited metal patterns 2310 it is seen that correctly recovered, it illustrates the ability of the system and method of the present invention to provide a quantitative characteristic information. 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。 Noise present in the phase image 2300 mostly because of low quality (8 bits) camera used for recording.
例2:位相グレイティングの位相画像形成(Phase Imaging of a Phase Grating) Example 2: Phase imaging phase grating (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。 Figure 64 shows the phase image 2400 obtained with the transmission structure, the phase grating having grooves of nominal 266nm depth as the nominal 10μm width (phase grating). 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。 z axis 2402 in Figure 64 in units of nm, y-axis 2404 and the x-axis 2406 is in a unit of CCD pixels. 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。 Scale bars 2408 of the vertical are also also become a unit of nm, which is provided to further facilitate in determining the depth (z-axis dimension) from the phase image 2400.
例3:玉葱細胞の位相画像形成(Phase Imaging of Onion Cells) Example 3: Phase imaging onion cells (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。 In this example, onion cells were phase imaging using the transmission structure of the present invention. 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。 Intensity image 2500 該玉 green onion cells is shown in Figure 65 for comparison with the phase image 2550 shown in FIG. 65. 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。 In both Figure 65 and Figure 66, y-axis 2502,2552 and x-axis 2504,2554 is in a unit of CCD pixels. 図66のスケールバー2556はnmの単位になっている。 Scale bar 2556 of FIG. 66 is in a unit 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。 Luminance image, FIG. 65, has no phase shift between low and high frequency components represent a [delta] = 0, was first acquired frame. 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。 As indicated by a comparison of FIGS. 65 and 66, has a very low contrast in comparison with the phase image obtained regular microscope (luminance) image, the present invention. 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。 As seen in Figure 66, the contrast is significantly improved in the phase image, much in the fine structure of the cell can be distinguished. 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。 In addition, the information in the phase image is quantitative in nm level of accuracy can be converted under the conditions (terms of optical path-length) determined by the optical path length of the field passing through the cell. 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。 This type of information not only in comparison with the conventional light microscopy, even compared to conventional phase contrast microscopy and Nomarski microscopy represents a significant improvement.

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。 Preferred embodiments of the present invention is to develop a phase imaging equipment, including the use of the decomposition coherently expression into two different spatial components with respect to each other low coherence optical image field may be controllably phase shifted . 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。 The technique converts a typical optical microscope, the quantitative phase microscope, characterized by the sensitivity of high precision and λ / 5,500 (quantitative phase microscope). 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。 The results obtained relates alive biological cells suggests that the device of the preferred embodiment of the present invention have great potential for quantitative study 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。 Phase contrast type (Phase contrast) and differential interference contrast type (differential interference contrast) (DIC) microscopy to provide a high contrast luminance image clear biological structures preparation tailored without the sample (without sample preparation) It can be. 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。 Encoded structure information to the phase of light is retrieved through interference process. 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。 However, although both techniques represents a structure of the sample in the transverse (x-y) plane, the information provided longitudinal (z) axis to 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。 As described herein before, the phase shift interferometric measurement only some between the come used in quantitative metrology phase samples (quantitative metrology), various interferometric techniques have been proposed. 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。 Any phase noise upset and (air Fluctuation) due to mechanical vibration of the air originally present in the interferometer is actually makes it particularly challenging quantitative retrieval of the phase associated with the optical field. 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。 The preferred embodiment has a wavelength associated overcome this disabled.

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。 Furthermore, non-interferometric techniques based on the irradiance transport equation (irradiance transport equation) is, have been proposed for fully-field phase image forming spend such numerical computation time. 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。 With spatial light modulation using laser radiation, it was obtained phase image of lambda / 30 sensitivity. 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。 Interference microscopy to be recorded digitally using an automatic phase shift (Digitally recorded interference microscopy with automatic phase shifting) (DRIMAPS) utilizes a conventional interference microscopy is a method of providing a phase image of a biological sample . 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 DRIMAPS, but do not pay anything preliminary note to phase noise ultimately limit the sensitivity of any phase measurement techniques, the possibility of the device in applications in cell biology is shown.

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。 Preferred embodiments of the present invention includes a low-coherence phase microscope as a new equipment for biological research (low-coherence phase microscope) (LCPM). 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。 The technique of the conventional optical microscope and converts it into a very good accuracy and characterized by extremely low noise quantitative phase microscope. 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。 The principle of the technique is the place associated with the optical image, and the spatial average, and spatially varying place may be controllably phase shifted with respect to each other relies on the decomposition coherently. 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。 E (x, y) trying to assume complex image field and to rest on a spatial domain of interest and (complex image field). この場は下記の様に表され、 This field is expressed as the following,
E(x、y)=E +E (x、y) (57) E (x, y) = E 0 + E 1 (x, y) (57)
ここでE はEの空間的平均値、E は該空間的に変化する成分とする。 Here E 0 is the spatial average value of E, E 1 is the spatial between varying components. 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。 Thus, any image can be considered as a result of interference phenomena between the place where changing a plane wave (mean field) spatially. 中心縦座標定理(central ordinate theorem)の結果として、E とE 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。 Central ordinate theorem as a result of the (central ordinate theorem), E 0 and E 1 is at each point of the image, file has been E zero and high spatial frequency components of (filed E) (zero- and high -spatial frequency components) and it may be assimilated (assimilated). 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。 As a result, the two spatial components are easily separated, it may be phase modulated independently by performing the Fourier decomposition.

実験的セットアップが図67に描かれる。 Experimental set-up is depicted in Figure 67. 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。 Inverted microscope (inverted microscope) {Akishiobato 35, Zeiss (Axiovert 35, Zeiss Co.)} is used for imaging the sample on the image plane IP. 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、λ =824nmでバンド幅Δλ=21nm又は代わりにλ =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。 Superluminescent low coherence field emitted by St. diode (e.g., lambda 0 = the bandwidth [Delta] [lambda] = 21 nm or alternatively at lambda 0 = 809 nm as the [Delta] [lambda] = 20 nm at 824 nm, a center wavelength in the range 800-850 a) it is used for the transillumination (transillumination). 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。 To ensure full spatial coherence of the illumination field, the light is coupled into the single mode off Ivor, then collimated by off Ivar collimator. 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E とE に対応する。 Raytracing emerging from the image (ray traces) shows the the non-refracted light (undeflected light) and high spatial-frequency components by a dotted line and a solid line, which correspond to the respective field E 0 and E 1. 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。 To decompose into its components as described the image field by the formula 57, the Fourier lens FL (50 cm focal length) is spaced apart focal length from the image plane IP. 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。 In Figure 67, a microscope image formed on the IP is found to appear to be illuminated by a virtual point source which is only microscopic image of an end portion of the fiber optic used for illumination {Buipiesu (VPS)}. 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。 Therefore, in order to obtain a back focal plane of the image field (in phase and amplitude) exact Fourier transform of the FL, modified said surface IP lens CL is placed. 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。 The focal length of the CL are adapted to the VPS is imaged to infinity and thus the new image of the sample saves the magnification and its position, whereas it seems to be illuminated by a plane wave. FLの該フーリエ面では、ゼロ空間周波成分E は光軸上に焦点合わせされ、一方高周波成分E は軸を離れて分布する(distributed off−axis)。 In the Fourier plane of the FL, the zero spatial frequency components E 0 is focused on the optical axis, whereas the high-frequency component E 1 is distributed off shaft (distributed off-axis). とE 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。 To control the phase delay between the E 0 and E 1, programmable phase modulator to the Fourier plane {parts per million (PPM)} {Hamamatsu Corp. (Hamatsu Co.)} is placed. 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。 The PPM is optically addressed, consists of a two-dimensional liquid crystal array, the sequence due to the characteristics of birefringence, providing a precise control of the phase of the light reflected by the surface. 該PPM面上の最小アドレス可能範囲は20×20μm 又は代わりに26×26μm 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。 The minimum address range on the PPM surface is 20 × 20 [mu] m 2 or alternatively 26 × 26μm 2, whereas the dynamic range of the phase control is 8 bits for one wavelength or 2 [pi. 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。 The orientation of the polarizer P for the liquid crystal of the spindle, the PPM can fixed in or amplitude (phase mode of operation) the incident field phase (amplitude mode) manner with spatial resolution (spatially resolved manner). 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。 The light reflected by the PPM proceeds to return through the FL, after reflection on the beam splitter BS, it is collected by the CCD placed IP conjugate position (conjugate position). 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。 Thus, if there is no PPM modulation, accurate phase and amplitude replica of in image IP is recorded by CCD. 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。 Is sequentially incremented by four steps of the phase of the high spatial frequency component [pi / 2, the final irradiance distribution can be recorded by the CCD. 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。 Acquisition rate of the phase modulation and the CCD on the PPM, for example, using Rabubyu (Lab VIEW) {National Instruments (Natinal Instrument)}, is synchronized by the computer PC. 標準的4フレーム位相シフト干渉計検査を使って、E とE の間の位相差Δφが測定され得る。 Using a standard 4-frame phase-shifting interferometry inspection, the phase difference Δφ between E 1 and E 0 may be measured. 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。 Spatial phase distribution associated with the image field is the amount of interest is shown to have the following expressions.

式58で、係数βは2つの場成分の振幅比を表し、β(x、y)=|E (x、y)|/|E |である。 In equation 58, the coefficient beta represents the amplitude ratio of the two field components, β (x, y) = | E 1 (x, y) | / | a | E 2. 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。 The parameter β is determined by operating the PPM the two spatial frequency components as selectively filter to lambda / 2 wave (amplitude mode). 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。 Thus, using Equation 58, the spatial phase distribution of a given transparent sample can be uniquely retrieved. 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160×160μm 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。 Optimal value of the range that is on-axis modulation in the Fourier plane (on-axis modulated area) is found to be 160 × 160μm 2, whereas FWHM intensity based diffraction spots associated with the optical system at the same plane having a diameter of about 100 [mu] m. 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。 Since the numerical calculation of equation 58 is virtually certain instantaneous speed of the phase image search in the example is limited only by the record refresh rate of the PPM is 8 Hz. 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。 However, as the overall speed potential the technique, such as ferroelectric liquid crystal (ferroelectric liquid crystal), it can be enhanced using other spatial modulators.

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。 To exhibit its potential as a quantitative phase imaging, LCPM technology is applied to examine the various standard samples. 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。 Figure 68A and 68B were obtained from the imaging of polystyrene microspheres, shows an example of such measurements. 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。 Particles of diameter, where provided by the manufacturer {juke Scientific Chifu dichroic (Duke Scientific)}, was 3 ± 0.045 .mu.m. 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。 In order to better simulate a transparent biological samples, spheres are immersed in 100% in glycerol (glycerol), which is the sandwich between two cover slips. 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。 Index contrast achieved between the particles and the surrounding medium was [Delta] n = 0.12. 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。 The modulation without on the PPM, typically transmitted luminance image is obtained, which is shown in Figure 68A. 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。 Contrast of the image is very poor because of the transparency of the sample. 図68Bは上記で概説された手順で得られたLCPM画像を示す。 Figure 68B shows the LCPM image obtained by the procedures outlined above. 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。 Here, the resulting contrast substantially higher, whereas the third dimension (z-axis) provides quantitative information about the thickness of the sample. 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。 Using profiles through the center of the sphere shown in FIG. 68B, the value obtained from the corresponding diameter was 2.97 ± 7.7%, which is in good agreement with the value indicated by the manufacturer. 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。 Current errors may be due to impurities may occur in imperfections in the solution of the beam quality.

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。 The LCPM equipment was used to form the phase image further alive biological cells. 図69Aは有糸分裂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。 Figure 69A shows quantitative phase images of HeLa cancer cells in the final stage of mitosis (Hela cancer cell). 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。 The cells are surrounded by a culture medium, is that alive in typical culture conditions without additional provision of any way before the image forming is to be noted. 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。 Phase delay accumulated by opportunity to propagate through biological cells to be proportional to the non-aqueous mass of the cells (non-aquaous mass) were shown previously. かくして、定量的位相画像は、有糸分裂、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。 Thus, quantitative phase images, mitosis, cell growth, and such as death, should find important applications in automated cell motion analysis in various stages of cell physiology (automatic cell kinetic analysis).

全血スミア(whole blood smear)の位相画像が図69Bで示されている。 Phase image of whole blood smears (whole blood smear) is shown in Figure 69B. 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。 The sample was prepared by simply to sandwich between two cover slips a small drop of fresh whole blood from healthy Boranchia. 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。 The well-known disk-like shape of red blood cells {RBC (RBC)} is restored seen. 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。 Simple analysis considering the refractive index of hemoglobin to plasma (plasma) is easily provide quantitative information about the cell volume. 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。 This level of detail of the current in the RBC analysis is only accessible to electron microscopy and atomic force microscopy (electron and atomic force microscopy). 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。 Optical, but non-invasive techniques is likely to provide a faster procedure for pathological sorting it the RBC shape it is well known that often cell health good indicator (indicator) is is because. 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。 In addition, this technique of the preferred embodiment of the present invention is responsible for blood clotting, it can be monitored complexed with dynamic characteristics of the RBC membrane and surrounding protein.

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。 And assessment of the stability to the instrument of phase noise, ultimately, image in order to quantify the sensitivity, cells containing well culture media only (no cells), over an interval of 15s, time 100min Been formed. 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。 Figure 69C shows an example of a temporal phase variation associated with the points contained in the field of view (temporal phase fluctuations). その位相値は0.6×0.6μm 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。 The phase value has been averaged over the range of 0.6 × 0.6μm 2, which represents a horizontal resolution limit of the microscope. 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。 The standard deviation of this variation has a value of 0.15 nm, which is equivalent to lambda / 5,500. この結果は該LCPM機器の注目すべき感度を証明する。 The results demonstrate the sensitivity notable of the LCPM equipment. 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。 Extremely low noise that characterizes our equipment, advances the optical path two interfering field is superimposed spatially, it can be explained by the fact that are affected to a similar phase noise canceling consequently the interference term. 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。 Using opposing low coherence field to the laser radiation, the possible fringe made by multiple reflections on the various components are removed, it contributes to the sensitivity of the method.

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。 Thus, a preferred embodiment of the present invention includes a low-coherence phase microscope, the microscope is characterized by high accuracy and lambda / 5,500 levels of sensitivity. 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。 Preliminary results on alive cancer and red blood cells, suggesting that it has the potential to the apparatus and method is a tool valuable for research of the structure and dynamics of biological systems. 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。 By incorporating a conventional optical microscope setup of the system, equipment of the preferred embodiment of the present invention are characterized by a 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。 Unless claims not asserted on the result for, it should not be read to be limited to the described order or elements. 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。 Therefore, all embodiments that fall within the spirit and claims and the scope of the equivalents thereof made without departing are claimed as the invention.

本発明により光学的距離を測定する本システムの好ましい実施例の線図の略図である。 It is a schematic illustration of the diagram of a preferred embodiment of the system for measuring the optical distance by the present invention. 好ましい実施例の反射インターフエースに付随する低コヒーレンスヘテロダイン信号を図解しており、該低コヒーレンス波長の調整が該インターフエース付近で該ヘテロダイン信号を(該低コヒーレンス源の中心波長の調整方向により)圧縮するか又は膨張させる。 And illustrates the low coherence heterodyne signal associated with reflected INTERFACE preferred embodiment, (the adjustment direction of the central wavelength of the low coherence source) the heterodyne signal conditioning said low coherence wavelength near the INTERFACE compression either or inflate. 好ましい実施例のサンプル内の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しており、該低コヒーレンス波長の減少は該インターフエース付近のヘテロダイン信号を圧縮する。 And illustrates a heterodyne signal associated with two reflecting INTERFACE in a sample of the preferred embodiment, reduction of the low coherence wavelength compresses the heterodyne signal in the vicinity of the INTERFACE. 本発明の好ましい実施例の2つのインターフエースを有するサンプルの走査を図解し、(a)は低コヒーレンスヘテロダイン信号、(b)はトレースであり、そこでは拡大図が位相フリンジを示し、各フリンジはλ CWの光学的距離に対応しており、(c)はΔの2つの差値でのトレースであり、そこでは矢印は位相交叉点を示し、垂直軸の単位はラディアンである。 Illustrate scanning of the sample with two INTERFACE preferred embodiment of the present invention, (a) is a low coherence heterodyne signal, (b) is the trace, in which an enlarged view is phase fringes, each fringe corresponds to the optical distance lambda CW, a (c) trace of the two difference values of delta, arrows where represents the phase crossover point, the unit of the vertical axis is radians. 本発明の好ましい実施例のS phase及びS fringeに基づく見積間の誤差を最小化する値を選ぶことにより測定される(n 755nm L)の正しい見積を決定する方法を図解する。 Illustrating a method of determining the correct estimate of the error between estimated based on S phase and S fringe of the preferred embodiment of the present invention is determined by selecting the value that minimizes (n 755nm L). 本発明の好ましい実施例の光学的距離を測定する方法を図解するフローチャートである。 It is a flowchart illustrating a method of measuring the optical distance of the preferred embodiment of the present invention. 本発明の光学的距離を測定するシステムの代わりの好ましい実施例の線図の略図である。 It is a schematic illustration of the diagram of an alternative preferred embodiment of a system for measuring the optical distance of the present invention. 本発明の好ましい実施例の光学的距離を測定する代わりの方法を図解するフローチャートである。 Is a flow chart illustrating an alternative method of measuring the optical distance of the preferred embodiment of the present invention. ガラススラブ、組織サンプル又は層の様な光学的に透過性の材料の厚さ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略図により図解する。 Slabs, illustrates the preferred embodiment of the tissue sample or the layer off Ivor based system for measuring the thickness of such optically transparent material schematic. 本発明の硝子体液及び/又は房水によるブドウ糖測定システムで使われる本発明のシステムの好ましい実施例を図解する。 It illustrates a preferred embodiment of the system of the present invention used in the glucose measurement system according to the vitreous and / or aqueous humor of the present invention. 本発明の好ましい実施例の、能動的に安定化されたマイケルソン干渉計を図解しており、Mはミラー、MMは移動ミラー、BSはビームスプリッター、PMは位相変調器、Dは検出器、LOはローカル発信器源、MXはミキサーそしてSは加算増幅器である。 Of the preferred embodiment of the present invention, and illustrates the actively stabilized Michelson interferometer, M is a mirror, MM is the movable mirror, BS beam splitter, PM phase modulator, D is the detector, LO is the local oscillator source, MX is the mixer and S is a summing amplifier. 本発明の好ましい実施例の光学的遅延位相感応型低コヒーレンス干渉計検査(LCI)用の安定化された干渉計を図解しており、DBSはダイクロイックビームスプリッターである。 And illustrate preferred embodiments the optical phase delay sensitive low coherence interferometry inspection (LCI) stabilized interferometer for of the present invention, DBS is a dichroic beam splitter. 光路長差ΔLが本発明の好ましい実施例により変わる時の、1対のインターフエース用のサンプルの復調された干渉パターンを図解する。 When the light path length difference ΔL is changed in accordance with a preferred embodiment of the present invention, illustrating the demodulated interference pattern of a sample of the inter-off for ace pair. 安定化された位相感応型低コヒーレンス干渉計検査(LCI)用システムを図解しており、エルシー1とエルシー2は本発明の好ましい実施例による低コヒーレンスビームである。 And illustrates a system for stabilized phase sensitive low coherence interferometry inspection (LCI), PLC 1 and PLC 2 is a low coherence beam according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例により位相シフトを発生するようピエゾ電気変換器を使い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(LCI)のためのシステムの代わりの実施例を図解する。 It illustrates an alternative embodiment of the system for the preferred embodiment the phase-sensitive low-coherence interferometry test that is actively stabilized using a piezoelectric transducer to generate a phase shift by the present invention (LCI). エルシー1及びエルシー2用の復調されたフリンジパターンであり、該エルシー2信号の2つのピークは本発明の好ましい実施例によるカバースリップ反射(小さい)とサンプルから反射(大きい)とを表す。 A fringe pattern which is demodulated for PLC 1 and PLC 2, representing the reflection (large) two peaks of the PLC 2 signal from the coverslip reflection according to a preferred embodiment of the present invention (small) from the sample. 本発明の好ましい実施例による安定化された位相感応型低コヒーレンス干渉計検査のための画像形成システムを図解する。 Illustrating an image forming system for the preferred phase-sensitive stabilized according to an exemplary embodiment the low coherence interferometry testing of the present invention. 2次元の位相画像形成用の折り畳まれない光学的設計を図解しており、実線は入射光線を示し、一方波線は本発明の好ましい実施例による後方散乱光線を示す。 Not folded for 2-dimensional phase image forming and illustrates the optical design, the solid line indicates the incident light, whereas wavy line indicates a backward scattered light in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例による2点マッハツエンダーヘテロダイン干渉計を図解する。 It illustrates a preferred two-point Mach according to Example Zehnder heterodyne interferometer of the present invention. 本発明の好ましい実施例による画像形成マッハツエンダーヘテロダイン干渉計を図解する。 Illustrating an image forming Mach-Zehnder heterodyne interferometer according to a preferred embodiment of the present invention. 図18Bに関連して説明される実施例に付随するヘテロダイン及びゲート信号を図解する。 It illustrates a heterodyne and gate signals associated with the embodiments described in connection with FIG. 18B. 本発明の好ましい実施例による画像形成双ビームヘテロダイン干渉計を図解する。 Illustrating an image forming dual-beam heterodyne interferometer according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例による分離双ビームヘテロダイン低コヒーレンス干渉計を図解する。 It illustrates the separation twin beam heterodyne low coherence interferometer according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例による双基準ヘテロダイン低コヒーレンス干渉計を図解する。 It illustrates a bi reference heterodyne low coherence interferometer according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例による光学的基準化干渉計の好ましい実施例を図解する。 It illustrates a preferred embodiment of the optical scaling interferometer according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例によりサンプル対象と同じ面(ガラス)上への基準点の配置で生じる被測定位相成分を略図的に図解する。 A preferred embodiment by the measured phase component caused by the position of the reference point to the same surface (glass) on the sample target of the present invention is illustrated schematically. 本発明の好ましい実施例により図21に関連して図解される実施例用に、それぞれ、ピエゾ電気変換器(PZT)電圧及び対応する位相変化をグラフ式に図解する。 For example in accordance with a preferred embodiment of the present invention is illustrated in connection with FIG. 21, respectively, illustrate piezoelectric transducer (PZT) voltage and the corresponding phase change in the graph expression. 図21で図解される干渉計のノイズ性能をラディアンでグラフ式に図解する。 The noise performance of the interferometer illustrated in Figure 21 illustrates the graph formula in radians. 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。 The preferred embodiment of the present invention is represented by the calibration setup schematic for the sample and the reference signal. 本発明の好ましい実施例による干渉計システムの好ましい実施例を略図により図解する。 A preferred embodiment of the interferometer system according to a preferred embodiment of the present invention is illustrated by schematic representation. 本発明の好ましい実施例により神経変位を測定するシステムの線図の略図を図解する。 It illustrates a schematic representation of the diagram of a system for measuring nerve displacement in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例により時間(ms)に対する神経変位(mm)及び電位(μV)をグラフ式に図解する。 Nerve displacement with respect to time in accordance with a preferred embodiment of the present invention (ms) (mm) of and potential (.mu.V) illustrates the graph formula. 本発明の好ましい実施例の可変式刺激電流振幅と共に、1つの神経用のピーク電位(クロス)及び変位(円)をグラフ式に図解する。 With variable stimulation current amplitude of a preferred embodiment of the present invention, illustrating the peak potentials for the single nerve (cross) and displacement (the circle) in the graph expression. 本発明の好ましい実施例によ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。 It illustrates the optical layout of the dual-beam interferometer for scanning system according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例でリサジュー走査を用い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及び位相データを図解する。 It illustrates a galvanometer position and phase data collected from a blank cover glass using Lissajous scanning in the preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例により、それぞれ、図31で示され、グラフ式に図解されたデータを用いた位相画像と、後方反射の輝度画像と、のカラーマップを図解する。 The preferred embodiment of the present invention, respectively, shown in Figure 31, illustrates the phase image using the data illustrated in graph formula, the luminance image of the back reflection, a color map. 本発明の好ましい実施例により克服された焦点合わせ問題を略図により図解する。 Has been focusing problems overcome by the preferred embodiment of the present invention is illustrated by schematic representation. 本発明の好ましい実施例による2焦点レンズ用の設計を図解する。 It illustrates a design for a bifocal lens in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例による2焦点レンズ用の代わりの設計を図解する。 It illustrates an alternative design for a bifocal lens in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例によるレンズf3(2焦点型)及びf2の間の光学的距離の計算を図解する。 It illustrates a preferred lens f3 (2-focus type) according to an embodiment of the optical distance between and f2 calculation of the present invention. 本発明の好ましい実施例による2焦点レンズの製造を図解する。 It illustrates the production of bifocal lens in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 対物レンズが本発明の好ましい実施例のガラスカバースリップの方へ走査される時、光学的サーキュレーターを通して測定される後方反射輝度を図解する。 When the objective lens is scanned towards the glass coverslips preferred embodiment of the present invention, illustrating the back reflection brightness is measured through the optical circulator. 本発明の好ましい実施例の2焦点レンズf3を使い対物レンズ焦点位置に対する後方反射輝度を図解する。 Use bifocal lens f3 of the preferred embodiment of the present invention illustrating a back reflection luminance with respect to the objective lens focal position. 本発明の好ましい実施例の両方のカバーガラス反射を有する2焦点レンズを使い対物レンズ焦点位置に対する後方反射輝度を図解する。 Use bifocal lens with a preferred cover glass reflection of both embodiments of the present invention illustrating a back reflection luminance with respect to the objective lens focal position. f2とf3の間に距離が前及び後ガラス面の間の隙間にマッチするよう調整された時、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焦点レンズを使い対物レンズ焦点位置に対する後方反射輝度を図解する。 When the distance between f2 and f3 is adjusted to match the gap between the front and rear glass surface, the rear with respect to the objective lens focal position using the bifocal lens with both cover glass reflector according to a preferred embodiment of the present invention It illustrates the reflection luminance. 図42としてまとめて称されて、本発明の好ましい実施例の光学システム内で軸部及び周辺部両ビームの結合により生ずる特別に小さいピークを図解する。 Are collectively referred to as FIG. 42 illustrates an preferred embodiment the shaft portion and special small peaks caused by coupling of the peripheral portion both beams in an optical system of the present invention. 本発明の好ましい実施例の必須要素として基準面を有する双ビームプローブを図解する。 It illustrates a dual-beam probe having a reference surface as an essential element of the preferred embodiment of the present invention. 双ビーム干渉計プローブのもう1つの好ましい実施例である。 It is another preferred embodiment of the dual-beam interferometer probe. 2つの神経繊維の画像である。 Is an image of two nerve fibers. 位置の関数としてのヘテロダイン信号振幅の画像である。 A heterodyne signal amplitude images as a function of position. 図43Dで見られたと同じサンプルの反射位相画像である。 A reflection phase image of the same sample as seen in Figure 43D. 本発明の好ましい実施例により活動電位中に神経内に観察される変位効果の形状を調べ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である。 It is an illustration according to FIG. Twin-beam probe to be applied to examine the shape of displacement effects observed in the nerve during the action potential in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例によりプローブか又はサンプルか何れかを走査することにより画像形成するための双ビームプローブシステムである。 A dual-beam probe system for imaging by scanning whether any probe or sample in accordance with a preferred embodiment of the present invention. 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、乾燥したヒトの頬の上皮細胞からの後方散乱光の輝度画像、位相画像そして明るい場の画像を図解する。 Using the preferred embodiment bifocal dual-beam microscope according to an example of the present invention, the luminance image of the backscattered light from the epithelial cells of the buccal dry human illustrates an image of the phase image and bright field. 図43で図解された双ビーム顕微鏡のプロフアイル計測能力(profilometry capability)を図解しており、図46Dは図46Eで図解される平凸システムのレンズの中央部分の輝度画像であり、図46Fは反射光の位相マップであり、そして図46Gは本発明の好ましい実施例の直角嵌合(quadratic fit)で、位相がラップされない(phase unwrapped)、位相画像の断面である。 Figure 43 is illustrates the profiles measurement capability of the dual-beam microscope is illustrated (profilometry capability data), FIG. 46D is a luminance image of the central part of the plano-convex system of lenses is illustrated in FIG. 46E, FIG. 46F is a phase map of the reflected light, and FIG. 46G is a right angle fitting of the preferred embodiment of the present invention ( 'quadratic fit), the phase is not wrapped (phase unwrapped), a cross section of the phase image. 本発明の好ましい実施例による、それぞれ位相シフティング干渉計検査システム(phase shifting interferometry system)、位相の段階的処理(phase stepping)及びバケット積分(bucket integration)、についての略図による線図を図解する。 According to a preferred embodiment of the present invention, each phase-shifting interferometry inspection system (phase shifting interferometry system), stepwise treatment phase (phase stepping) and bucket integral (bucket integration), illustrates the diagram according to FIG. About. 本発明の好ましい実施例による、それぞれストロボスコープ的ヘテロダイン干渉計検査システム及びバケット積分の原理を図解する。 According to a preferred embodiment of the present invention, respectively illustrating the principles of the stroboscopic heterodyne interferometer inspection system and bucket integration. 本発明の好ましい実施例による双ビームのストロボスコープ的ヘテロダイン干渉計検査を図解する。 It illustrates a preferred stroboscopic heterodyne interferometer dual-beam according to an embodiment examination of the present invention. 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。 For dual-beam probe is focused on the stationary glass surface in accordance with a preferred embodiment of the present invention illustrating the data indicating the phase noise. 別々の通路からの光が共通の通路に沿って導かれ、測定下の材料の種々の領域上で焦点合わせされたもう1つの好ましい実施例を図解する。 Guided light from separate passages along a common path, illustrating another preferred embodiment is focused on a variety of areas of under measuring material. 図50Aのシステムを使う双ビームシステムの好ましい実施例である。 Is the preferred embodiment of the dual-beam systems using system of FIG. 50A. 図50Bで図解されたシステム内の偏波成分に関する詳細を提供する。 Provide details regarding polarization components in the illustrated system in FIG. 50B. 本発明の好ましい実施例による画像のこの様な説明の種々の特徴の略図による表現である。 Is a representation by various schematic features of such described preferred according to an embodiment the image of the present invention. 透過構造に基づく本発明の好ましい実施例の顕微鏡検査システムの種々の実施例を略図により図解する。 Various embodiments of the microscopy system of the preferred embodiment of the present invention based on transmission structures illustrated by schematic representation. 反射構造に基づく本発明の好ましい実施例の顕微鏡検査システムの種々の実施例を略図により図解する。 Various embodiments of the microscopy system of the preferred embodiment of the present invention based on the reflection structures illustrated by schematic representation. 図54としてまとめて称されて、光学顕微鏡と本発明の種々の実施例を集積化する1つの実施例を略図により図解する。 Are collectively referred to as FIG. 54, it is illustrated by schematic representation of one embodiment of integrating various embodiments of the optical microscope and the present invention. 4−fシステムを使う本発明のシステム及び方法の種々の実施例を略図により図解する。 Various embodiments of the systems and methods of the present invention using a 4-f system illustrated by schematic representation. 本発明による空間光変調(SLM)を使う位相差顕微鏡検査システムの1実施例を略図により図解する。 An embodiment of the phase contrast microscopy systems using spatial light modulation (SLM) according to the invention is illustrated by schematic representation. 本発明の好ましい実施例により振幅モード及び位相モードで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。 Preferred embodiments of the present invention by illustrating a schematic electrical optical effect onto pixels of an image in an amplitude mode and phase mode. 本発明の好ましい実施例によるSLMモードの動作の種々の実施例のブロック線図である。 It is a block diagram of various embodiments of the operation of the SLM mode according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例により振幅モードで動作する機器について得られた校正曲線の例である。 The preferred embodiment of the present invention is an example of a calibration curve obtained for equipment operating in the amplitude mode. 本発明の好ましい実施例による反射構造を使うシステム用の4つの異なる位相シフトδで得られた画像を示す。 It shows a preferred image obtained at four different phase shifts δ for a system using a reflective structure according to an embodiment of the present invention. 本発明の好ましい実施例により、電場ベクトルE及び該場の高周波ベクトル成分、E 、そして該場の低周波ベクトル成分、E 、の間の関係を略図により示す。 The preferred embodiment of the present invention, showing a high-frequency vector component of the electric field vector E and該場, E H, and the low frequency vector component of該場, E L, a relationship between the schematic. 本発明の好ましい実施例により、例えば、図35A−35で図解される様なデータと、式55を使って発生され校正されたサンプルのΔψ画像である。 The preferred embodiment of the present invention, for example, the data such as is illustrated in FIG. 35A-35, which is Δψ images of samples calibrated is generated using Equation 55. 本発明によるシステムと方法を使った例1の校正されたサンプルの位相画像である。 It is a calibrated phase image of a sample of Example 1 using the systems and methods according to the present invention. 本発明の好ましい実施例による透過構造を使って得られた位相画像を示す。 Using a transmission structure according to a preferred embodiment of the present invention showing a phase image obtained. 本発明の好ましい実施例による玉葱細胞輝度画像を示す。 It shows the onion cells luminance image according to a preferred embodiment of the present invention. 本発明による透過構造を使って画像形成された玉葱細胞位相を示す。 Using a transmission structure according to the present invention showing the onion cells phase which is imaged. 好ましい実施例により、実験的セットアップを図解するが、VPSは仮想点源であり、CLは修正レンズであり、IPは画像面であり、Pは偏光子、BSはビームスプリッター、FLはフーリエレンズ、PPMはプログラム可能な位相変調器、CCDは電荷結合デバイス、そしてPCはパーソナルコンピュータである。 The preferred embodiment, illustrates the experimental set-up, VPS is a virtual point source, CL is corrected lens, IP denotes an image plane, P is a polarizer, BS beam splitter, FL is a Fourier lens, PPM is programmable phase modulator, CCD charge coupled device, and PC is a personal computer. 10倍の顕微鏡対物レンズを使って、100%グリセロール内に浸したポリスチレン微小球に関する好ましい実施例による実験結果を図解しており、図68Aは輝度画像であり、図68Bは定量的位相画像である。 Using 10x microscope objective lens, which illustrates the experimental result according to a preferred embodiment relates to polystyrene microspheres immersed in 100% in glycerol, FIG 68A is a luminance image, FIG. 68B is a quantitative phase images . カラーバーはnmで表された位相を示す。 The color bar indicates the expressed in nm phase. 40倍顕微鏡対物レンズを使って得られたエルシーピーエム画像を好ましい実施例により図解しており、図69Aは有糸分裂を経るヒーラー癌細胞の位相画像であり、図69Bは全血スミアの位相画像であり、そして図69Cは細胞の無い点に付随する時間的位相動揺(fluctuation)である(標準偏差σが示されている)。 Has been illustrated by preferred embodiments Plc pm image obtained using the 40x microscope objective lens, FIG. 69A is a phase image of the HeLa cancer cells undergoing mitosis, FIG 69B is whole blood smear phase images and a, and FIG. 69C is a temporal phase perturbations associated with a point with no cells (Fluctuation) (standard deviation σ is shown). カラーバーはnmで表された位相を示す。 The color bar indicates the expressed in nm phase.

Claims (35)

  1. 双ビーム測定システムに於いて、 In the dual-beam measurement system,
    光源と、 And the light source,
    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、 The light from the light source, a splitter to divide the second component of the first component and the second light path of the first light path,
    該第1光路の長さを変える第1可動反射面と、 A first movable reflecting surface for changing the length of said first optical path,
    該第2光路の長さを変える第2可動反射面と、 A second movable reflection surface changing the length of the second optical path,
    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、 And Convenor combining light from the first optical path and a second optical path having a first pulse and a second pulse to the measured medium to be separated by a time delay to form the pulse sets to be directed light,
    パルス組に応答して媒体からの光を検出する検出器と、 A detector for detecting light from the medium in response to the pulse pairs,
    を具備することを特徴とするシステム。 System characterized by comprising a.
  2. 該コンビナーが、偏波させるビームスプリッターを備えることを特徴とする請求項1記載のシステム。 The Convenor The system of claim 1, wherein further comprising a beam splitter for polarization.
  3. 該コンビナーが該第1光路及び第2光路からの光をギャップにより第2反射面から分離された第1反射面を有する基準体上に向けることを特徴とする請求項1記載のシステム。 The system of claim 1 wherein said Convenor, characterized in that the direct on the reference body having a first reflecting surface which is separated from the second reflecting surface by a gap of light from the first optical path and said second optical path.
  4. 測定されるべき該媒体が第1反射面と第2反射面の間に位置付けられた組織を有することを特徴とする請求項1記載のシステム。 System according to claim 1, wherein a said medium to be measured is positioned between the first and second reflecting surfaces tissue.
  5. 該組織が神経組織を有することを特徴とする請求項4記載のシステム。 The system of claim 4, wherein the said tissue has a nerve tissue.
  6. 第1光路からの光を該媒体の第1の側に、そして第2光路からの光を該媒体の第2の側に焦点合わせするレンズシステムを具備することを特徴とする請求項1記載のシステム。 A first side of the said medium with light from the first optical path, and according to claim 1, wherein the light from the second optical path, characterized by comprising a lens system to focus on the second side of the said medium system.
  7. 光を第1偏波検出器及び第2偏波検出器上へ向ける第2コンビナーを具備することを特徴とする請求項1記載のシステム。 System according to claim 1, characterized by comprising a second Convenor directing light to the first polarization detector and the second polarization detector on.
  8. 該第1 路からの光が第1偏波成分を有する媒体上と第2偏波成分を有する基準体上とへ向けられることを特徴とする請求項1記載のシステム。 The system of claim 1, wherein the light from said first optical path is directed to the reference body above with a medium on a second polarization component having a first polarization component.
  9. 第2光路からの光が該第1 路からの該光と直交する偏波を有する該媒体上へ向けられることを特徴とする請求項8記載のシステム。 The system of claim 8, wherein the light from the second optical path, characterized in that it is directed onto the medium with a polarization perpendicular to the light from the first optical path.
  10. 基準体上へ向けられた該第2 路からの該光が該第1 路から該基準体上へ向けられた光と直交することを特徴とする請求項9記載のシステム。 The system of claim 9, wherein the light from the second optical path directed to the reference body on which is characterized in that perpendicular to the light directed to the reference body on the first optical path.
  11. 該組織が癌性組織を含むことを特徴とする請求項4記載のシステム。 The system of claim 4, wherein the said tissue comprises cancerous tissue.
  12. 該光源が低コヒーレンス源を含むことを特徴とする請求項1記載のシステム。 The system of claim 1, wherein the light source comprises a low-coherence source.
  13. 更に光フアイバーカプラーを具備することを特徴とする請求項1記載のシステム。 The system of claim 1, wherein the further comprising a fiber optic coupler.
  14. サンプルの部分を通過する光の位相を測定するシステムに於いて、 The phase of the light passing through the portion of the sample at the system for measuring,
    第1信号を発生する第1光源と、 A first light source for generating a first signal,
    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、 An interferometer for generating a second signal having two pulses separated by a time delay from the first signal,
    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、 A second optical path from said interferometer in communication with the first optical path and the reference member from the interferometer to the sample and communicating,
    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。 System characterized by comprising a detector system for the second signal and the reference member each detected from the first signal and the sample so as to detect the phase of the sample reflection with respect to the reference body reflection, the.
  15. 該第1信号が低コヒーレンス信号であることを特徴とする請求項14記載のシステム。 The system of claim 14, wherein the first signal is a low coherence signal.
  16. 該第1光源がスーパールミネッセントダイオード及びマルチモードレーザーダイオードの1つであることを特徴とする請求項14記載のシステム。 The system of claim 14, wherein the first light source is one of the super-luminescent diode and a multimode laser diode.
  17. 該干渉計が更に第1通路と第2通路とを備えており、該第2通路が音響光学的変調器を有することを特徴とする請求項14記載のシステム。 The system of claim 14, wherein the includes a second passage first passage said interferometer further that the second passage has an acoustic optical modulator.
  18. 更に光フアイバーを有する光学的通路を具備することを特徴とする請求項14記載のシステム。 Further system of claim 14, characterized in that it comprises an optical path having a fiber optic.
  19. 更に少なくとも5nmのバンド幅を有する低コヒーレンス信号を具備することを特徴とする請求項14記載のシステム。 Further system of claim 14, characterized in that it comprises a low coherence signal having a band width of at least 5 nm.
  20. 該システムが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具備することを特徴とする請求項14記載のシステム。 The system of claim 14 wherein said system is characterized by comprising a heterodyne Michelson interferometer which is isolated from the vibration.
  21. 該干渉計が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備えることを特徴とする請求項14記載のシステム。 The system of claim 14, characterized in that it comprises a mirror mounted on a translation stage to the interferometer is adjusted to allow further control the optical path length difference.
  22. 該検出器システムが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検出器とを備えることを特徴とする請求項14記載のシステム。 The first detector and the system of claim 14, characterized in that it comprises a second detector for detecting the reflected signal from the reference body detectors system detects a signal reflected from the sample.
  23. 反射面を有するサンプルの非接触光学測定方法に於いて、 In the non-contact optical measurement method of a sample having a reflecting surface,
    第1信号を発生する第1光源を提供する過程と、 Comprising the steps of providing a first light source for generating a first signal,
    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、 A step of generating a second signal having two pulses separated by a time delay from the first signal using a dual-beam interferometer,
    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、 A step of providing a second optical path from said interferometer in communication with the first optical path and the reference body from said interferometer communicating with the sample,
    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、 A process of measuring a first heterodyne signals from the first and second signals respectively, the interference and between the light reflected from the said sample and the reference body, the from the sample and the reference body,
    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。 Method characterized by comprising the the steps of: detecting a phase of the heterodyne signal indicating the sample reflection phase to said reference body reflective.
  24. 該第1信号が低コヒーレンス信号であることを特徴とする請求項23記載の方法。 The method of claim 23 wherein said first signal is characterized by a low coherence signal.
  25. 該第1光源がスーパールミネッセントダイオード及びマルチモードレーザーダイオードの1つであることを特徴とする請求項23記載の方法。 The method of claim 23, wherein the first light source is one of the super-luminescent diode and a multimode laser diode.
  26. 該干渉計が更に第1路と第2路とを備えており、該第2路が音響光学的変調器を有することを特徴とする請求項23記載の方法。 The interferometer further comprises a first path and the second path, the method of claim 23, wherein the second path is characterized by having an acoustic optical modulator.
  27. 更に光フアイバーを含む光学的通路を具備することを特徴とする請求項23記載の方法。 The method of claim 23, wherein the further comprising an optical path including the fiber optic.
  28. 該サンプルが神経細胞の部分であることを特徴とする請求項23記載の方法。 The method of claim 23, wherein the said sample is a portion of the nerve cells.
  29. 該干渉計が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含むことを特徴とする請求項23記載の方法。 The method of claim 23 wherein said interferometer comprising a heterodyne Michelson interferometer which is isolated from the vibration.
  30. 該干渉計が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ことを特徴とする請求項23記載の方法。 The method of claim 23, characterized in that it comprises a mirror mounted on a translation stage to said interferometer further controllably adjusting an optical path length difference.
  31. 該測定する過程が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検出器とを有する検出器システムを備えることを特徴とする請求項23記載の方法。 Claims a process for the measurement is characterized in that it comprises a detector system and a second detector for detecting a signal reflected from the first detector and the reference member for detecting the reflected signal from the sample the method described 23.
  32. 該サンプルが生物学的組織を含むことを特徴とする請求項23記載の方法。 The method of claim 23 wherein said sample is characterized in that it comprises a biological tissue.
  33. 更に該サンプル内の機械的変化を検出するために顕微鏡を提供する過程を具備することを特徴とする請求項23記載の方法。 Further method of claim 23, characterized in that it comprises the step of providing a microscope to detect mechanical changes in the sample.
  34. 該サンプルが単一ニューロン及び細胞単一層の少なくとも1つを含むことを特徴とする請求項33記載の方法。 The method of claim 33 wherein said sample is characterized in that it comprises at least one single neurons and cell monolayers.
  35. 該顕微鏡が2焦点顕微鏡を含むことを特徴とする請求項33記載の方法。 The method of claim 33 wherein said microscope is characterized in that it comprises a bifocal microscope.
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