專利名稱：用于相位測量的系統和方法
技術領域：
這份申請是美國專利申請第10/823,389號(2004年4月13日提交)的部份后繼申請，而第10/823,389號專利是第10/024,455號的部份后繼申請(2001年12月18日提交)，并且要求美國專利臨時申請第60/479,732號(2003年6月19日提交)的權益。上述申請的全部內容在此通過引證被完整地并入。
背景技術：
以相位為基礎的光學干涉測量技術已被廣泛地用于需要亞波長距離靈敏度的光學距離測量。光學距離被定義為折射指數和長度的乘積。然而，大多數這樣的技術被在該領域中眾所周知的問題限制在能被定義為敘述軸向掃描的干涉圖彼此遠離方面的困難的2π模糊度或整周模糊度。以未修改的諧波相位為基礎的低相干性干涉測量法(LCI)能用來確定差值光學距離(nλ2-nλ1)L，其中L是實際距離，nλ1和nλ2是在各自的波長λ1，λ2下的折射指數，如果光學距離逐漸增加以致用LCI測量的差相位能通過它的2π疊加被跟蹤。為了確定溶液中DNA的(nλ2-nλ1)，舉例來說，DNA濃度在測量試管中逐漸增加。盡管這樣的測量方式在受控的環境中正常工作，但是它在樣品的可操作性較低的情況下無法實現。例如，該方法對被迫完整保存的固定的厚板材料不起作用。
問題在于未修改的LCI不能敘述軸向掃描的干涉圖彼此遠離這一事實，在此被描述為2π模糊度問題。這是困擾大多數基于相位的光學干涉測量技術的問題。因此，這些技術不能完全地確定光學距離。所以，大多數這樣的技術被用于諸如計算連續表面的結構或探測隨時間改變的距離變化之類的應用，其中相位展開通過在相鄰點之間或在小的時間增量之上的相位的比較是可能的。
在許多應用中，重要的是定量地測量透過樣品或從樣品反射的光波的相位。具體地說，透過生物樣品或從生物樣品反射的光波的相位光波能在活的或無生命的細胞中形成有效的結構和功能探頭。
干涉測量法是用來測量光波的相位的用途廣泛的技術。定量的干涉測量法的一個共同問題是對由于諸如振動、空氣運動和熱漂移之類的外部微擾造成的相位噪聲的敏感性。因此，仍然需要解決相位噪音問題的相位測量系統。
干涉測量法是得到與樣品相關聯的相位信息的一種途徑。諸如相位對比和Nomarski顯微鏡之類的技術僅僅作為對比要素使用光學相位，不提供關于它的數量的定量信息。存在一些用來測量透過幾乎透明的樣品的光波的相位的技術。這些包括數字記錄型干涉顯微鏡(DRIMAPS)和經由強度方程傳遞的相位分布圖的非干涉儀探測。
反射干涉測量法能夠有比所用光波的波長小很多的靈敏度。按幾分之一納米或更小比例的測量在度量衡學和微細結構表征方面是常見的。然而，在諸如生物細胞和組織之類微弱反射樣品上用納米級的干涉測量法的已經完成的工作很少。光學相干性斷層攝影術(OCT)——使用生物樣品的干涉測量技術——主要是與振幅有關而不是與來自反射光波的干涉的相位有關，所以在分辨率方面被局限于所用光波的相干長度，通常是2-20微米。
引用相位的反射干涉測量法已經用來測量單層細胞的體積變化。所用的基于諧波相位的干涉儀需要兩個光源，是相對低的(5赫茲)，而且在所述帶寬有大約20mrad的相位靈敏度。因此，仍然需要解決相位噪聲問題并且幫助開發不同的成像應用的有效的相位測量系統。
發明內容
本發明的優選實施方案涉及處理諸如相位噪聲之類的問題的相位測量系統，例如，使用包括但不限于共向光程干涉測量法、相位參比、主動穩定和差動測量的若干種策略的組合。實施方案涉及用光波使組織或小的生物體成像的光學裝置。這些實施方案能被應用于，例如，細胞生理學和神經科學領域。所述優選的實施方案以相位測量和成像技術的原理為基礎。使用相位測量和成像技術的科學動機起源于，例如，亞微米水平的細胞生物學，它能不受限制地包括發育異常、細胞通訊、神經元傳輸和使用遺傳密碼的程序的執行的成像源。亞細胞組份的結構和動力學現在不能使用現有的方法和技術(包括，例如，X射線和中子散射)在它們的自然狀態進行研究。反之，納米分辨率的以光波為基礎的技術使細胞機器能夠在其自然狀態進行研究。因此，本發明的優選實施方案包括以干涉測量法和/或相位測量的原理為基礎的系統，并且被用于研究細胞生理學。這些系統包括使用光學干涉儀測量相位的低相干性干涉測量法(LCI)，或其中使用細胞組份本身之內的干涉光波散射光譜學(LSS)的原理，或在替代方案中，LCI和LSS的原理能被結合起來導致本發明的系統。
相位測量和成像系統的優選實施方案包括主動穩定的干涉儀、隔離干涉儀、共向光程干涉儀，而且能包括使用空間光波調制的相襯顯微鏡。
在優選的實施方案中，本發明的方法涉及優選以亞納米精度的，基于精確的相位測量任意長的光學距離的技術。本發明的優選實施方案使用有諧波關系的光源(一個連續波(CW)和有低相干性(LC)的第二光源)的干涉儀，例如，Michelson干涉儀。低相干性來源提供寬廣的光譜帶寬，優選的是，就1微米(μm)的波長而言帶寬大于5nm，例如，必需的帶寬能隨著波長和應用變化。通過在目標樣品的掃描之間微調低相干光源的中心波長，在CW和低相干性光波的外差信號之間的相位關系能用來以亞納米精度測量反射界面之間的分離。因為這種方法是完全沒有困擾大多數基于相位的技術的問題——2π模糊度，所以能用來在不降低精度的情況下測量任意長的光學距離。本發明的方法的優選實施方案的應用是在已知實際厚度的樣品的給定波長下精確確定樣品的折射指數。本發明的方法的優選實施方案的另一個應用是用已知的折射指數精確確定樣品的實際厚度。本發明的方法的優選實施方案的進一步的應用是在兩個給定的波長下精確確定折射指數比。
在其它可能的優選實施方案中，低相干光源提供帶寬足夠寬的光波，優選大于5nm，以便同時提供各自的中心波長彼此分開大約2nm以上的第一低相干波長和第二低相干波長。所述低相干波長的頻譜不充分地重疊。附加的探測器和濾波器被安排在干涉儀中以便傳輸和探測兩個低相干波長。
優選實施方案的方法能用來進行精確的光學距離測量。依據這樣的測量結果，目標物體的光學性質能被精確地測量。通過測量目標的色散分布圖，可以估計目標的結構和/或化學性質。該色散分布圖把各種不同的波長下的折射指數差繪成圖。在生物醫學背景中，本發明的優選實施方案通過非接觸和非侵入的方式精確確定生物組織的色散性質。所述色散測定能用在眼睛的角膜或水樣液上。所實現的靈敏度足以探測依葡萄糖濃度而定的光學變化。在本發明方法的優選實施方案中，血液的葡萄糖水平能通過非侵入測量眼睛的水樣液和/或玻璃體或角膜的色散分布圖被確定下來。本發明的優選實施方案能作為半導體制造中的測量技術被應用于測量在制造集成電路和/或光電部件期間形成的小特征。因為所述方法的優選實施方案是非接觸的和非破壞性的，所以能夠在制造半導體結構或光學部件的時候監測它們的厚度。
依照本發明使用Mach-Zender外差式干涉儀的優選實施方案，用來測量經過一部分樣品的光波的相位的方法包括如下步驟提供光波的第一波長；沿著第一光程和第二光程引導第一波長的光波，第一光程延伸到要測量的樣品媒介物上而第二路徑經歷路徑長度方面的改變，以及探測來自樣品媒介物的光波和來自第二光程的光波以便測量光波通過樣品媒介物上兩個分開的點在相位方面的改變。媒介物包含生物組織，例如，神經元。該方法包括使用光電二極管陣列或與光電二極管耦合的光纖束使樣品的相位在眾多的位置同時成像。該方法進一步包括在第二光程中頻移所述的光波。該方法包括提供發射第一波長的氦氖激光源()或低相干光源。
依照本發明的另一方面，主動穩定的干涉儀被用于測量通過一部分樣品的光波的相位的方法，該方法包括如下步驟提供分別由第一光源和第二光源產生的第一信號和第二信號，第二光源是低相干性來源。該方法包括沿著第一光程和第二光程引導第一信號和第二信號；改變第一光程和第二光程之間的路徑長度差；產生指示其間有光程延遲的第一和第二信號之和的輸出信號；在干涉儀鎖定調制頻率下調制該輸出信號；以及借助干涉儀鎖定相位的時間進展來確定樣品的相位。第一和第二信號是兩個低相干性信號。該方法進一步包括用混頻器或鎖定放大器解調第一信號。該方法包括用電子學方法產生干涉儀鎖定相位。
依照本發明的另一方面，雙光束反射干涉儀被用于測量經過一部分樣品的光波的相位的系統。該系統包括產生第一信號的第一光源；產生靠時間延遲與第一信號分開兩個脈沖的第二信號的干涉儀；從干涉儀與樣品聯系的第一光程和從干涉儀與基準面聯系的第二光程；以及依據分別來自樣品和基準面的第一和第二信號和從樣品和基準面反射的光波之間的干涉測量第一外差信號的探測器系統。該系統包括探測指示樣品反射相對于基準面反射的相位的外差信號的相位。第一信號是低相干性信號。光波的第一來源能不受限制地包括超級發光二極管或多模激光二極管之一。干涉儀的第二路徑進一步包括第一路徑和第二路徑，而且第二路徑有聲光調制器。該系統包括包含光纖的光路。該系統包括隔震的外差Michelson干涉儀。該干涉儀進一步包括附著到平移臺上調節光程長度差的反射鏡。所述的探測系統包括探測從樣品反射的信號的第一探測器和探測從基準面反射的信號的第二探測器。
依照另一方面，本發明提供使用相襯顯微鏡和空間光波調制使樣品成像的方法。在各種不同的實施方案中，所述方法包括照亮樣品，由于源于照亮樣品的光波有低頻空間組份和高頻空間組份。低頻空間組份的相位被偏移以便提供至少三個被移相的低頻空間組份。優選的是，相位是按，例如，π/2的增量偏移的，以便產生相移π/2、π和3π/2的低頻空間組份。
未偏移的低頻空間組份和至少三個被移相的低頻空間組份沿著共向光程分開干涉高頻空間組份，產生每個分開干涉的強度信號。然后，例如，使用至少四個強度信號產生樣品的圖像或相位圖像。
依照另一方面，本發明提供非接觸式光學測量有反射表面的樣品的方法，該方法有如下步驟提供產生第一信號的第一光源；使用雙光束干涉儀產生靠時間延遲與第一信號分開兩個脈沖的第二信號；提供從干涉儀與樣品聯系的第一光程和從干涉儀與基準面聯系的第二光程；依據分別來自樣品和基準面的第一和第二信號和從樣品和基準面反射的光波之間的干涉測量第一外差信號；以及探測指示樣品反射相對于基準面反射的相位的外差信號的相位。
在優選的實施方案中，第一信號是低相干性信號。第一光源可能是超級發光二極管或多模激光二極管。所述干涉儀進一步包括第一路徑和第二路徑，第二路徑有聲光調制器。所述方法進一步包括包含光學光纖的光路。所述樣品可能是神經細胞的一部分。
在優選的實施方案中，所述干涉儀包括隔震的外差式Michelson干涉儀。該干涉儀進一步包括附著到平移臺上可控制地調節光程長度差的反射鏡。優選的實施方案包括完成神經膨脹的第一種非接觸的和第一種干涉測量法的測量的外差式低相干性干涉儀。神經膨脹的生物物理學機制能依照本發明的優選實施方案使用個別的軸突成像和分析。雙光束低相干性干涉儀在測量活細胞的納米級運動方面可能有許多其它的應用。其它的實施方案能包括以干涉儀為基礎探測單一神經元與動作電位相關聯的機械變化的顯微鏡。相關的干涉測量方法也用來測量在被培養的單層細胞中細胞體積變化。
本發明的另一方面包括用來使樣品光學成像的光纖探頭，該光纖探頭包括有近端和遠端的外殼；在外殼的近端與光源耦合的光纖準直儀；以及在外殼遠端的折射率漸變透鏡，該透鏡有第一和第二表面，其中第一表面是基準表面，而且該探頭的數值孔徑提供來自樣品的散射表面的有效的光波聚集。該探頭進一步包括裝在平移式載物臺上的光纖探頭以便至少完成二維相位成像和三維共焦相位成像之一。平移式載物臺包括掃描壓電轉換器。探頭的數值孔徑在大約0.4到0.5的范圍內。
所述的用于相位測量的系統和方法的上述的和其它的特征和優勢從下面的在相似的基準字符在不同的視圖中處處表示相同的部份的附圖中舉例說明的系統和方法的優選實施方案的更具體的描述將變得明顯。這些圖畫不必依比例繪制，而是強調舉例說明本發明的原理。
圖1是依照本發明測量光學距離的系統的優選實施方案的示意圖；圖2依照優選實施方案舉例說明與反射界面相關聯的低相干性外差信號，其中調節低相干性波長壓縮或擴展界面周圍的外差信號(取決于低相干光源的中心波長的調節方向)；圖3依照優選實施方案舉例說明與樣品中的兩個反射界面相關聯的外差信號，其中減少低相干性波長壓縮界面周圍的外差信號；圖4依照本發明的優選實施方案舉例說明有兩個界面的樣品的掃描，(a)低相干性外差信號，(b)痕跡，其中放大圖表示相位條紋，每個條紋與λCW的光學距離相對應，(c)在Δ的兩個差值處的痕跡，其中箭頭指出相位交點，垂直軸以弧度為單位；圖5舉例說明依照本發明的優選實施方案確定通過選擇使基于SPhase和SfrigE的估計之間的誤差減到最少的數值實測的(n775nmL)的正確估計的方法；圖6A和6B是舉例說明依照本發明的優選實施方案測量光學距離的方法的流程圖；圖7是依照本發明測量光學距離的系統的其它可能的優選實施方案的示意圖；圖8A和8B是舉例說明依照本發明的優選實施方案測量光學距離的替代方法的流程圖；圖9示意地舉例說明測量諸如玻璃板、組織樣品或組織層之類光學透明的材料的厚度的基于光纖的系統的優選實施方案；圖10舉例說明依照本發明用于玻璃體和/或水樣體液葡萄糖測量系統的本發明的系統的優選實施方案；圖11舉例說明主動穩定的Michelson干涉儀，其中依照本發明的優選實施方案M是反射鏡，MM是移動反射鏡，BS是分光鏡，PM是相位調制器，D是探測器，LO是本地振蕩源，MX是混頻器，S是求和放大器；圖12舉例說明用于光學延遲相敏低相干性干涉測量法(LCI)的穩定的干涉儀，其中DBS依照本發明的優選實施方案是二色分光鏡；
圖13舉例說明當光程長度差ΔL依照本發明的優選實施方案改變時的一對界面的樣品解調干涉圖，；圖14A舉例說明用于穩定的相敏低相干性干涉測量法(LCI)的系統，其中LC1和LC2依照本發明的優選實施方案是低相干性光束；圖14B舉例說明依照本發明使用壓電轉換器產生相位變化的用于主動穩定的相敏低相干性干涉測量法(LCI)的系統的替代實施方案；圖15A和15B是LC1和LC2的解調的條紋圖，其中LC2信號的兩個峰依照本發明的優選實施方案代表蓋玻片反射(大的)和來自樣品的反射(小的)；圖16舉例說明依照本發明的優選實施方案用于穩定的相敏低相干性干涉測量法的成像系統；圖17舉例說明用于二維相位成像的展開的光學設計，其中依照本發明的優選實施方案，實線表示入射光線，而虛線表示反向散射的光線；圖18A依照本發明的優選實施方案舉例說明兩點Mach-Zender外差干涉儀；圖18B依照本發明的優選實施方案舉例說明成像Mach-Zender外差干涉儀；圖18C舉例說明與參照圖18B描述的實施方案相關聯的外差信號和選通信號；
圖18D依照本發明的優選實施方案舉例說明成像雙光束外差式干涉儀；圖19依照本發明的優選實施方案舉例說明隔離的雙光束外差式低相干性干涉儀；圖20依照本發明的優選實施方案舉例說明雙基準面外差式低相干性干涉儀；圖21依照本發明的優選實施方案舉例說明光學參比干涉儀的優選實施方案；圖22依照本發明的優選實施方案示意地舉例說明由于作為抽樣對象的基準面點位于同一表面(玻璃)上造成的實測相位的組份；圖23A和23B依照本發明的優選實施方案就參照圖21舉例說明的實施方案分別圖解式地舉例說明壓電轉換器(PZT)的電壓和對應的相位變化；圖24依照圖21舉例說明的干涉儀以弧度為單位圖解式地舉例說明噪聲性能；圖25A和25B是依照本發明的優選實施方案用于樣品信號和基準面信號的標定組件的示意表達；圖26示意地舉例說明依照本發明的優選實施方案的干涉儀系統的優選實施方案；圖27舉例說明依照本發明的優選實施方案測量神經位移的系統的示意圖；
圖28A和28B依照本發明的優選實施方案圖解式地舉例說明有關于時間(ms)的神經位移(nm)和電勢(μV)；圖29依照本發明的優選實施方案圖解式地舉例說明單一神經的峰值電勢(十字)和位移(圓)，其中變量刺激電流振幅；圖30舉例說明依照本發明的優選實施方案用于雙光束干涉儀的掃描系統的光學設計；圖31舉例說明依照本發明的優選實施方案檢流計位置和使用Lissajous掃描從空的蓋玻片收集的相位數據；圖32A和32B依照本發明的優選實施方案分別舉例說明使用在圖31中表現和圖解式舉例說明的數據的相位圖像的彩色映射圖和回射強度圖像；圖33示意地舉例說明借助本發明的優選實施方案解決的聚焦問題；圖34舉例說明依照本發明的優選實施方案用于雙焦透鏡的設計；圖35舉例說明依照本發明的優選實施方案用于雙焦透鏡的替代設計；圖36舉例說明依照本發明的優選實施方案計算透鏡f3(雙焦透鏡)和f2之間的最佳距離；圖37舉例說明依照本發明的優選實施方案制造雙焦透鏡；
圖38舉例說明依照本發明的優選實施方案，當物鏡向玻璃蓋玻片掃描時通過光學循環器測量的回射強度；圖39舉例說明依照本發明的優選實施方案，回射強度隨使用雙焦透鏡f3的物鏡焦點位置變化；圖40舉例說明依照本發明的優選實施方案在兩種蓋玻片反射的情況下，回射強度隨使用雙焦透鏡的物鏡焦點位置變化；圖41舉例說明依照本發明的優選實施方案，當f2和f3之間的距離被調節到與在前后玻璃表面之間的空隙相配時，在兩種蓋玻片反射的情況下回射強度隨使用雙焦透鏡的物鏡焦點位置變化；統稱為圖42的圖42A和42B依照本發明的優選實施方案舉例說明由于軸向的和邊緣的光束在光學系統中耦合形成額外的較小的峰；圖43A舉例說明依照本發明的優選實施方案作為整體元件有基準面表面的雙光束探頭；圖43B是雙光束干涉儀探頭的另一個優選實施方案；圖43C是兩個神經纖維的圖像；圖43D是外差信號振幅作為位置的函數的圖像；圖43E是在圖43D中見到的同一樣品的反射相位圖像；
圖44是依照本發明的優選實施方案，適用于研究在動作電位期間在神經中觀察到的位移效果的幾何學的雙光束探頭的圖表示例；圖45是依照本發明的優選實施方案用來通過掃描探頭或樣品成像的雙光束探頭系統；圖46A-46C舉例說明依照本發明的優選實施方案，使用雙焦雙光束顯微鏡從干燥的人類面頰上皮細胞反向散射的光波的強度圖像、相位圖像和明視場圖像；圖46D-46G舉例說明在圖43中舉例說明的雙光束顯微鏡的輪廓曲線測定能力，其中圖46D是圖46E舉例說明的平凸透鏡系統的中心部分的強度圖像，圖46F是反射光波的相位映射圖，而圖46G是相位圖像的橫截面，依照本發明的優選實施方案通過二次擬合展開的相位。
圖47A-47E依照本發明的優選實施方案分別舉例說明移相干涉測量法系統的示意圖、相位步進和桶式整合；圖48A-48C分別舉例說明依照本發明的優選實施方案的頻閃式外差干涉測量系統和桶式整合的原理；圖49A舉例說明依照本發明的優選實施方案的雙光束頻閃式外差干涉儀；圖49B和49C舉例說明表現依照本發明的優選實施方案的雙光束探頭聚焦在靜止的玻璃表面上的相位噪聲的數據；圖50A舉例說明另一個優選實施方案，其中來自分開的路徑的光波被引向公共路徑而且被聚焦在被測量的材料的不同區域；
圖50B是使用圖50A所示系統的雙光束系統的優選實施方案；圖50C提供關于在圖50B舉例說明的系統之內的偏振組份的細節；圖51A-51D是這種依照本發明的優選實施方案的圖像描述的各種特征的示意表達；圖52示意地舉例說明依照本發明以透射幾何學為基礎的顯微鏡系統的各種不同的實施方案；圖53示意地舉例說明依照本發明以反射幾何學為基礎的顯微鏡系統的各種不同的實施方案；統稱為圖54的圖54A和54B示意地舉例說明用光學顯微鏡整合本發明的各種實施方案的一個實施方案；圖55示意地舉例說明本發明利用4-f系統的系統和方法的各種不同的實施方案；圖56示意地舉例說明依照本發明利用空間光波調制(SLM)的相襯顯微鏡系統的一個實施方案；圖57A和57B依照本發明的優選實施方案示意地舉例說明在振幅模式和相位模式中在圖像的象素上的光電效應；圖58A-58C是依照本發明的優選實施方案操作的SLM模式的各種不同的實施方案的方框圖；
圖59是依照本發明的優選實施方案針對按振幅模式操作的儀器獲得的標定曲線的例子；圖60A-60D展示依照本發明的優選實施方案使用反射幾何學的系統在四種不同的相位移動下獲得的圖像；圖61示意地舉例說明依照本發明的優選實施方案在電磁場矢量E和電磁場的高頻波矢量組份EH和電磁場的低頻波矢量組份EL之間的關系；圖62是依照本發明的優選實施方案使用例如在圖35A-35D和等式55中舉例說明的數據產生的標定樣品的Δφ圖像；圖63是使用依照本發明的系統和方法的實施例1的標定樣品的相位圖像；圖64展示依照本發明的優選實施方案使用透射幾何學獲得的相位圖像；圖65展示依照本發明的優選實施方案獲得的洋蔥細胞強度圖像；圖66展示依照本發明使用透射幾何學獲得的洋蔥細胞相位圖像；圖67依照優選的實施方案舉例說明實驗裝備，其中VPS是虛擬的點光源；CL是矯正透鏡；IP是成像平面；P是偏光波鏡；BS是光束分離器；FL是傅立葉透鏡；PPM是可編程的相位調制器；CCD是電荷耦合器件，PC是個人計算機；
圖68A和68B舉例說明依照優選的實施方案使用10×顯微鏡物鏡獲得的關于聚苯乙烯微球浸沒在100％丙三醇中的實驗結果，其中圖68A是強度圖像，圖68B是定量的相位圖像。彩色條代表以nm表達的相位；圖69A-69C舉例說明依照優選實施方案使用40×顯微鏡物鏡獲得的LCPM圖像，其中圖69A是經歷有絲分裂的HE1A癌細胞的相位圖像，圖69B是整個血涂片的相位圖像，而圖69C是與缺乏細胞的點相關聯的瞬時相位變動(標準偏差σ被指出)。彩色條代表以nm表達的相位。
具體實施例方式
用于距離測量的諧波干涉測量法本發明涉及以相位相交為基礎測量光學距離的系統和方法，所述系統和方法通過在干涉儀中引進色散不平衡解決整數或2π模糊度問題。所述方法的優選實施方案能精確測量表面上兩個毗連的點的相對高度差。此外，業已發現樣品的折射指數的準確度僅僅受實驗測量樣品實際厚度的精度的限制。
在基于諧波相位的干涉測量法(HPI)中用連續波(CW)光源代替其中一個低相干光源允許使用相關聯的CW外差信號作為測量低相干性外差信號的光學標尺的形式。低相干光源提供光譜帶寬，例如，對于1微米波長大于5nm。使用所述改進的HPI的優勢之一是實測相位現在對長度標尺nL而不是對(nλ2-nλ2)L敏感，其中n是在低相干波長下的折射指數。數量n實際上比合成數量(nλ2-nλ2)有用得多。通過把低相干波長略微調節，例如，大約2nm，人們能發現數值nL沒有2π模糊度而有亞納米級的靈敏度。這種方法使用CW外差干涉信號作為測量光學距離的基準面光學標尺。
使用容易得到的低相干光源測量干涉光學距離的系統已實現大約幾十個波長的分辨率。盡管這種技術是比較不敏感的，但是它不必解決2π模糊度問題。優選實施方案包括使用相位以亞納米精度測量任意長的光學距離的低相干性干涉測量法。這種方法使用低相干性相位相交技術來確定整數干涉條紋并且使用來自測量的附加的相位信息來準確地獲得分數條紋。除此之外，它提供深度分辨率并且能被用于成層樣品的X射線斷層剖面測定。因為所述方法能精確測量長的光學距離，所以它能用來準確地確定眾多材料的折射指數。因為這是基于相位的方法，所以這樣發現的折射指數是相位折射指數而不是群體折射指數。
圖1舉例說明本發明的包括改進的Michelson干涉儀的系統10的優選實施方案。輸入光波12是由來自Ti藍寶石激光器的(例如，以775.0nm發射的)150-fs鎖模光波和來自例如半導體激光器的連續波(CW)1550.0nm的光波組成的雙色復合光束。在優選的實施方案中，所述方法根據CW波長(在這個實施方案中準確地說是1550.0nm)算出光學距離，而且所有的光學距離都是基于這個基礎計算的。復合光束在分光鏡14處被一分為二。一部份信號入射到目標樣品16上，而另一部分入射到優選以(例如)大約0.5毫米/秒的速度移動的基準反射鏡32上，后者在基準光束34上誘發多普勒偏移。多普勒偏移可以是用其它裝置誘發的，例如，通過使用電光調制器。背反射的光束在分光鏡14處被再次結合，借助二向色鏡18被分成它們的波長組份，而且被光電探測器20、22分開測量。由此產生的信號借助模數轉換器(ADC)24(例如，16位100kHz的A/D轉換器)數字化。諸如個人計算機(PC)26之類的數據處理器與ADC24通信，以便進一步處理數據。由此產生的外差信號在它們各自的多普勒偏移頻率下有在它們各自的中心外差頻率周圍的通頻帶而且被進行Hilbert變換以便推斷出外差信號對應的相位，ψCW和ψLC。下標CW和LC分別表示1550.0nm的連續波組份和775.0nm的低相干性波長組份。
然后，把低相干性光波的中心波長調節大約1-2nm，而且測量第二組ψCW和ψLC數值。依據這兩組讀數，能以亞納米精度使目標樣品中的各種不同的界面定域。用于定域的數據處理在下文予以描述。
考慮由距分光鏡14未知距離x1的單一界面所組成的樣品。從分光鏡14到基準反射鏡32的距離x在基準反射鏡的掃描中在每個時間點都是已知量。
尋找x1的近似值的方法是通過在重新組合的低相干性光束中掃描x和監測由此產生的外差信號。當x近似等于x1的時候，外差信號振幅的峰值是預期的。這種方法的精確度受光源的相干長度LC和外差信號的信噪比質量限制。在現實的實驗條件下，確定的x1的誤差不可能好于相干長度的五分之一。
假定典型的低相干光源的相干長度名義上是大約10μm。這意味著所述確定長度的方法的誤差被限制到大約2μm。
在考慮外差信號的相位時，檢測到的外差信號的不同組份能被表示成Iheterodyne=Erefei(2kx-ωt)Esige-i(2kx1-ωt)+c.c.]]>=2ErefEsigcos(2k(x-x1))---(1)]]>
其中ErEf和Esig分別是基準電磁場振幅和信號電磁場振幅，k是光學波數，ω是光學頻率。指數中的因子2表示光波兩次經過該路徑即照射到反射鏡/樣品和返回分光鏡。
請注意，當x精確地與x1相配的時候，外差信號被期望達到峰值。兩個返回的光束處在相長干涉之中。所以，這個性質被用來定域界面。x1是通過尋找兩個光束處于相長干涉時的x數值找到的。由于相位能被準確地測量，所以這種方法給出大約5nm的長度靈敏度。不幸的是，這種方法是需要加強計算的，因為有多個外差信號達到峰值的x值；明確地說，外差信號在x滿足下式的時候達到峰值x＝x1+aλ/2 (2)其中a是整數，λ是光學波長。這是2π模糊度問題的表現。
優選的實施方案包括辨別正確的峰的方法。請注意，當x確切地等于x1的時候，不管光學波長，外差信號達到峰值。另一方面，如同在圖2中舉例說明的那樣，后來的峰取決于波長。圖2舉例說明與樣品中的反射界面52相關聯的低相干性外差信號。所以，通過調節低相干性波長，該外差信號被壓縮在界面和與能確切地區別x-x1的情形相關聯的正確的峰的周圍。人們應該注意到外差信號可能在界面周圍被壓縮或擴展，取決于調節方向。肉眼觀察定域的直觀方法是畫出擠進x確切地等于x1的條紋或遠離x確切地等于x1的條紋擴展的外差信號。
由于以下兩個原因在所述定域方法中需要CW光源。第一，實際上在干涉儀中絕對準確地識別該數值是非常困難的。干涉儀的CW組份允許在掃描基準反射鏡的時候，非常精確地測量x。在特定的優選實施方案中，為了確定樣品中兩個界面之間的距離，數出發生在x1等于到圖1所示的第一界面的距離的位置和x2(x2＝x1+nL，其中n是樣品的折射指數)等于到第二界面的距離的位置之間的CW干涉條紋的數目。圖3舉例說明與樣品中兩個反射界面相關聯的外差信號。調節低相干性波長把外差信號78、80壓縮82、84到界面周圍。
第二，如果有與反射過程相關聯的相位偏移，前面描述的界面定域方法可能部分地失敗。例如，如果表面是金屬的，那么相位偏移并非是微不足道的，而且當x確切地等于x1時外差信號的相位具有某個其它的數值。盡管先前的方法允許在x＝x1之時識別正確的干涉條紋，然而亞波長靈敏度可能是折衷的。CW外差信號的出現允許借助HPI方法發現差相位。對這個數值的了解允許以高水平的靈敏度使界面定域。
HPI方法的原理能通過可仿效的，在775nm的波長下折射指數為n775nm的，厚度為L樣品的實施方案舉例說明。該樣品的兩個界面處在距分光鏡的光學距離分別為x1和x2(其中x2＝x1+n775nmL)的位置。請注意，如果光學距離間隔大于相干長度，例如，典型地在低相干光源的1微米和100微米之間，該方法才能工作。否則，與界面相關聯的外差相位信號合并在一起并且導致錯誤的界面定域。為了解釋清楚，與反射相關聯的相位偏移的結合被推遲到后面。
圖4是舉例說明數學描述的掃描。該掃描是有兩個界面的樣品。信號100是低的相干性外差信號。痕跡102是ψCW(x)。放大視圖104展示相位條紋。每個條紋對應于λCW的光學距離。較低的ψD(x)痕跡是兩個不同的Δ值。箭頭106、110指出相位交點。垂直軸以弧度為單位。當掃描基準反射鏡的時候，低相干性外差信號的相位用下式給出
ψLC(x)]]>=mod2π(arg(RLC,1ei2kLC(x-x1)e-(2a(x-x1))2+RLC,2ei2kLC(x-x2)e-(2a(x-x2))2))]]>≈hc(x-x1)mod2π(2kLC(x-x1))+hc(x-x2)mod2π(2kLC(x-x2)),---(3)]]>其中RLCj是在低相干性波長下界面j的反射率，k是光學波數，a＝4ln(2)/lc，lc是相干長度，x是基準反射鏡到分光鏡的距離，hc(x)是分段連續函數，|x|＜2lc時，其數值為1，否則為0。指數中的因子2是由于在回射幾何學中光程被有效地加倍。公式3反映由于噪聲不能測量遠遠超過相干性包絡線的相位這一事實。雖然建立模型的相干性包絡線在輪廓上是高斯型的，但是同樣的相位處理對于任何緩慢變化的包絡線的輪廓都是有效的。
CW外差信號的相位是用下式給出的ψcw(x)=mod2π(arg(Rcw,1ei2kcw(x-x1)+Rcw,2ei2kcw(x-(x1+n1550nmL)))]]>=mod2π(arg(R‾ei2kcw(x-x‾)))=mod2π(2kcw(x-x‾)),]]>(4)其中RCWj是界面j在CW波長下的反射率，n1550nm是樣品的折射指數，R和X分別是有效平均反射率和到分光鏡的有效平均距離。如果兩個光源中心波長是這樣選定的，以致kLC＝2kCW+Δ，(5)其中Δ是小的有意附加的偏移，那么這種形式的差相位ψD被獲得ψD(x)＝ψLC(x)-2ψcw(x)＝hc(x-x1)mod2π(4kcw(x-x1)+2Δ(x-x1))(6)+hc(x-x2)mod2π(4kcw(x-x2)+2Δ(x-x2))上述的量提供在間隔(x2-x1)中條紋的大體數目和提供亞波長精度的分數條紋兩者。
當參數Δ被少量改變時(對應于大約1-2nm的波長偏移)，ψD(x)的斜率圍繞x＝x1和x＝x2的點轉動。換句話說，在不同的Δ值與所述點相交的地方掃描相位。從x1到x2的光學距離能通過計算ψCW(x)在兩個相位交點之間經過的條紋找出來。如此找到的數量的兩倍用非整數Sfringe指出，而且對應于低相干波長下的條紋數目。就單一界面而言，若出現多個相位交點，與界面位置相對應的點能通過以多個附加的Δ值進行多樣的掃描找出來。界面位置是唯一的位置，在該位置ψD(x)對于所有的Δ值都將相交。
相位偏移信息用來進一步使界面間距定域。明確地說，在x＝x1和x＝x2處的相位偏移之間的差是Sphase=mod2π(ψD(x=x1)-ψD(x=x2))2π=mod2π(4kcw(x2-x1))2π·---(7)]]>這用高靈敏度測量分數條紋。
絕對的光學間距(x2-x1)能通過下面的公式精確地從Sfringe和SPhase確定(x2-x1)measured=(n775nmL)measured=]]>λcw4([int(Sfringe)+U(ΔS-12)-U(-ΔS-12)]+Sphase)]]>(8)其中ΔS＝rEs(Sfringe)-SPhase，U()是單位步驟函數。在這里，int()和res()分別表示自變量的整數部分和分數部份。第一項通過將SPhase和Sfringe的分數部分之間的誤差減到最小以定域光學距離到條紋的正確的整數數目。光學間距測定誤差僅僅受SPhase的測量誤差限制。在實施方案中，這樣的誤差轉換到在大約0.5nm的(n775nmL)measued中的誤差。SPhase的測量誤差只需要小于半個條紋，以便正確的干涉條紋能被建立；滿足了這個判據，它不進入(n775nmL)measued的誤差。最大的可測量的光學距離僅僅取決于系統準確地數出在兩個交點之間的條紋數目的能力和光源的頻率穩定性。
上述公式是用來發現正確條紋和分數條紋的方法的精練表達。操作能通過下面的實施例和展示通過選擇使基于SPhase和Sfringe之間的估計誤差最小的數值確定正確估計的圖5來舉例說明。假定Sfringe和SPhase是26.7和0.111。從SPhase的測量結果，光學距離的數值是(n775nmL)measued＝λCW(a+0.111)/4(9)其中a是整數。給出Sfringe的數值，可能的(n775nmL)measued數值限定在下列三個數值λCW(25.111)/4、λCW(26.111)/4和λCW(27.111)/4。如果λCW(27.111)/4的數值最接近λCW(Sfringe)/4，那么它就是(n775nmL)measued的正確估計。
在用于諧波關系光源為基礎的干涉測量法測量的優選實施方案中，適當地選定的光源對和推斷出差相位的方法允許最小化并優選消除干涉儀中以別的方式使高精度光學距離測量變成不可能的抖動效應。消除抖動還允許比較在不同時間完成的掃描。
為了證明該方法的優選實施方案的能力，所述系統被用來探察實際厚度L＝237±3μm的熔凝石英蓋玻片的頂部表面和底部表面之間的光學距離。在這個實施方案中，存在與來自第一界面的反射相關聯的π相位偏移，這標志正折射指數躍遷。因此，在公式1和2中有與因子RLC，1和Rcw，1相關聯的e-iπ項。這導致關于Sfringe和SPhase的二分之一的校正因子。圖4展示在773.0nm和777.0nm的LC波長下典型的掃描結果。四組掃描結果被概括在表示關于石英蓋玻片的(n775nmL)的測量結果的表1中。實驗數據的重復性表明光源在頻率方面是足夠穩定的。
表1
實驗數據產生有亞納米精度的絕對光學距離測量結果。所發現的光學距離與低相干光源相關聯。CW外差信號充當光學標尺。如果石英蓋玻片的L是精確地已知的，那么石英在775.0nm波長下的n775nm就能從(n775nmL)measued以非常高的準確度確定。
作為替代，不知道L的精確數值，在兩個不同的波長下折射指數比能通過使用在這些波長下的低相干光波和在它們各自的諧波下的CW光波測量對應的光學距離來確定。使用一系列低相干性波長，材料的色散分布圖能被準確地確定。色散分布圖把各種不同波長下的折射指數差繪成圖。依照優選的實施方案，這些實驗結果預測大約七位有效數字的精確度能用大約1毫米厚的樣品實現。
在另一個優選實施方案中，所述系統的光源改為以1550.0nm發射的低相干性超級發光二極管(SLD)和以775.0nm發射的CWTi藍寶石激光器。通過調節通過SLD的工作電流，中心波長被改變大約2nm；這適合實現相位相交。使用本發明系統的所述優選實施方案，光學距離能在1550.0nm測量。采用所述測量結果與前面的測量結果之比，石英的折射指數比n775nm/n1550nm能被確定。人們應該注意到所發現的折射指數比由于在所述優選實施方案中所用的光源適合于諧波關系波長。其它波長的折射指數比能用適當選擇的其它光源測量。為了比較，玻璃和丙烯酸塑料對應的數據被列于表2中作為不同材料的n775nm/n1550nm的測量結果。
表2
請注意，當低相干性波長是CW波長的一半的時候所用的一些公式略微不同于先前在此出現的公式。例如ψLC(x)]]>=mod2π(arg(RLC,1ei2kLC(x-x1)e-(2lc(x-x1))2+RLC,2ei2kLC(x-x2)e-(2lc(x-x2))2))]]>≈hc(x-x1)mod2π(2kLC(x-x1))+hc(x-x2)mod2π(2kLC(x-x2)),---(10)]]>ψcw(x)=mod2π(arg(Rcw,1ei2kcw(x-x1)+Rcw,2ei2kcw(x-(x1+n1550nmL)))]]>=mod2π(arg(R‾ei2kcw(x-x‾)))=mod2π(2kcw(x-x‾)),---(11)]]>2kLC＝kCW+Δ (12)ψD(x)＝2ψLC(x)-ψcw(x)＝hc(x-x1)mod2π(4kLC(x-x1)+2Δ(x-x1))(13)+hc(x-x2)mod2π(4kLC(x-x2)+2Δ(x-x2))
Sphase=mod2π(ψD(x=x1)-ψD(x=x2))2π=mod2π(4kLC(x2-x1))2π·---(14)]]>(x2-x1)measured=(n775nmL)measured]]>=λLC4([int(Sfringe)+U(ΔS-12)-U(-ΔS-12)]+Sphase)---(15)]]>用來解決2π模糊度的方法的優選實施方案在諸如高精度深度測距和薄膜固態材料的高精度折射指數確定之類的應用中是非常有用的。
優選方法的使用能通過考慮玻璃平板來舉例說明。有一些能非常準確地測量從系統到玻璃平板平均中心的距離的系統。還有一些能非常準確地測量玻璃表面粗糙程度的系統。本發明系統的優選實施方案以納米靈敏度測量玻璃平板端面的厚度。
落實用來確定光學距離的方法的優選實施方案的步驟是用圖6A和6B中的流程圖124舉例說明的。方法124包括在Michelson干涉儀中使用兩個諧波關系光源，其中一個是CW光源，而另一個是低相干光源。需要測量其界面之間的光學距離的樣品每逢步驟126都被用作干涉儀信號臂的末端反射鏡。干涉儀基準臂中的基準反射鏡每逢步驟128都被掃描。該方法包括把來自信號臂和基準臂的反射合并然后按照波長分開的步驟130。進而，每逢步驟132探測組合光波強度的外差振蕩。然后，每逢步驟134借助，例如，Hilbert變換或任何相位推斷出替代方法找出兩種波長的外差信號的相位。每逢步驟136都通過從較短波長的相位兩次減去較長波長的相位估算整個掃描的差相位。每逢步驟137都用被略微失諧的光波波長重復掃描。然后，重復步驟130-136。
然后，每逢步驟138都把從兩次掃描發現的兩個差相位重疊在用x軸表示基準反射鏡的位移的曲線圖上。人們應該注意到，差相位的推斷出也能用適當的光源或濾色鏡或對單一掃描的軟件/硬件信號處理來完成。
在方法124中接下來的步驟包括每逢140步驟在曲線圖上確定相位交點以便標出樣品界面的位置。每逢步驟142，通過計算與CW光波相關聯的外差信號在兩個交點之間用2π疊起的次數，以大約達到波長的分數(例如，大約0.2)的準確性確定界面之間的光學間距。通過測量在交點的差相位，進一步使該間距定域和/或精煉到波長的非常小的分數，例如，大約0.001。
在用作為測量光學距離的系統的示意圖的圖7舉例說明的另一個優選實施方案中，低相干光源在帶寬方面可能是足夠寬的，例如，超過4nm。在探測結束時，為兩個探測器166、176增添第三個探測器174。這導致低相干性光波信號168被進一步一分為二。在到達探測器之前，兩個光束通過不同的濾波器170、172。這兩個濾波器傳輸光譜中的不同部份。一個讓波長較長的頻譜組份通過，而第二個讓波長較短的頻譜組份通過。優選的是兩個透射光束在它們的光譜方面被分開2nm以上。
然后，光束入射到探測器上，而且它們的外差信號以參照圖1討論過的方式進行處理。依照其它可能的優選實施方案的方法的優勢在于該方法用經過調節的低相干性波長消除程序的重復。這兩個信號是在同一次掃描中獲得的。
圖8A和8B舉例說明依照本發明的優選實施方案測量光學距離的替代方法的流程圖184。方法184包括在干涉儀中使用兩個諧波關系光源，其中一個是CW光源，而另一個是低相干光源。每逢步驟186，需要測量光學距離的樣品都被用作干涉儀信號臂的末端反射鏡。每逢步驟188，干涉儀基準臂中的基準反射鏡都被掃描。該方法進一步包括每逢步驟190把來自信號臂和基準臂的反射合并然后按照波長把它們分開。每逢步驟192，使用濾波器把低相干性波長進一步分開。方法184包括用至少三個探測器探測外差振蕩的步驟194。下一個步驟196包括探測組合光波強度的外差振動。然后，每逢步驟198都借助，例如，Hilbert變換或任何相位推斷出替代方法找出兩個波長的外差信號的相位。然后，每逢步驟200，都算出每個低相干性信號與CW信號的差相位。
然后，每逢步驟202，都在曲線圖中表示基準反射鏡的位移的x-軸上把兩個差相位彼此重疊。剩余的步驟204、206、208類似于參照圖6B討論過的步驟140、142、144。
該方法的優選實施方案絕對能用來以亞納米精度測量任意長的光學距離。該系統的優選實施方案能以自由空間為基礎或以光纖為基礎。圖9舉例說明以光纖為基礎測量光學距離的系統的優選實施方案。
輸入光波256包括在光纖251中傳播的近似諧波關系低相干性光波(波長λ1)和CW光束(波長λ2)。復合光束被一分為二，一部分信號入射到目標透鏡254和樣品256上并且在光纖253中傳輸，而另一部分信號經由透鏡268入射到基準反射鏡266上并且在光纖251中傳輸。基準反射鏡的運動在反射光束上引進多普勒偏移。反射光束被再次合并，然后，借助二向色鏡258被分成它們的組成波長組份。所述波長組份是借助光電探測器260、262分開測量的。這些在它們各自的多普勒偏移頻率下產生的外差信號有在它們各自的中心外差頻率周圍的通頻帶，而且被完成Hilbert變換，以便推斷出外差信號對應的相位ψCW和ψLC。
優選實施方案的方法能用來進行精確的光學距離測量。依據這樣的測量，目標物體的光學性質能被精確地測定。通過測量目標的色散分布圖，目標的結構性質和/或化學性質能被算出。在生物醫學領域，本發明的優選實施方案能用來以非接觸和非侵入的方式精確地確定生物學組織的色散性質。這樣的色散測定能用在眼睛的角膜或水樣液上。所實現的靈敏度足以探測依葡萄糖濃度而定的光學變化。在本發明方法的優選實施方案中，血糖水平能通過非侵入式測量眼睛的水樣液或玻璃液或角膜的色散分布圖來確定。
如同上文討論的那樣，基于相位的干涉測量法能夠非常靈敏地測量光學距離。然而，所述測量法在它們的應用方面受到例如2π模糊度之類的在該領域中眾所周知的問題的限制。這個問題的癥結在于不可能把10.1個波長的長度與11.1個波長的長度區分開。本發明的優選實施方案克服了這個限制而且允許亞納米準確度的絕對光學距離測量。
有許多以近似納米范圍的靈敏度測量光學距離變化的基于相位的方法。只要這種變化很小而且是漸進的，所述變化就能被連續地跟蹤。存在測量絕對光學距離的低相干性方法，所述方法通過跟蹤到達從反射鏡靈敏度大約為數微米的不同的界面反射的光波的探測器的延遲來測量絕對光學距離。如同上文討論的那樣，在干涉儀中CW光源和低相干光源的同時使用為測量光學距離的方法創造條件。與兩種波長相關聯的信號的外差相位本質上是相關的。通過處理每個優選實施方案的相位，運動噪聲被減到最小并且優選從我們的測量中消除。
優選實施方案的應用是使用眼睛的玻璃體液和/或水樣液的折射指數的測量結果確定葡萄糖水平。這種技術的靈敏度提供以臨床上恰當的靈敏度測量化學濃度的能力。優選實施方案的方法的比較明顯的應用之一是通過在眼睛上完成的測量確定血糖水平。眼睛中流體的葡萄糖水平用臨床上無關緊要的時間延遲反映血液的葡萄糖水平。
優選實施方案的方法使用圖10舉例說明的至少兩個分開的波長組測量眼睛中的玻璃體液和/或水樣液層的光程長度。該方法測量低相干性波長下的折射指數和兩個界面之間的實際間距的乘積。通過改變低相干光源的波長(而且為了匹配適當地改變CW波長)，以不同的波長測量折射指數差。例如，一組測量是用可調諧的500nm的低相干光源和1微米的CW光源完成的，以便析取n500nmL，其中L是玻璃體液和/或水樣液在測量點的實際厚度。另一組測量是用可調諧的1000nm的低相干光源和1800nm的CW光源完成的，以便析取n900nmL。通過取得這兩個測量結果的比，玻璃體液和/或水樣液的折射指數比n500nm/n900nm被推斷出。采用現有的靈敏度，例如，0.5nm光程靈敏度，該系統的優選實施方案能針對厚度與人類的玻璃體液和/或水樣液的材料測量靈敏度為10-8的折射指數比n500nm/n900nm。這把該靈敏度提供給大約0.25毫克/分升的葡萄糖水平變化。假定典型的血糖水平是大約100毫克/分升，本發明的優選實施方案非常適合血糖化驗。光學波長的選擇是靈活的，以上使用的波長只是為了舉例說明。就最高的靈敏度而言，波長間隔優選盡可能大。優選實施方案包括大于500nm的間隔。
在這樣的折射指數比由于在玻璃體液和/或水樣液中出現正在變化的其它化學藥品不足以確定絕對血糖水平的情況下，更完全的一系列光程長度測量能在一系列其它波長下進行。這組更完全的測量結果允許通過使測量結果與已知的葡萄糖和其它化學藥品的色散分布圖擬合確定葡萄糖水平和其它化學的濃度。
本發明的優選實施方案能作為測量技術應用于半導體制造業。因為所述方法的優選實施方案是非接觸性的和非破壞性的，所以它能用來在制造過程中監測半導體結構的厚度。除此之外，半導體結構的組成能以與就玻璃體液和/或水樣液測量的特色討論的同樣多的方式進行化驗。
相位測量和成像系統本發明的其它可能的優選實施方案涉及用光波使小的生物體或特征成像。這些實施方案能應用于諸多領域，例如，細胞生理學和神經科學。這些優選實施方案以相位測量和成像技術的原理為基礎。使用相位測量和成像技術的科學動機起源于，例如，能沒有限制地包括發育異常、細胞通訊、神經元傳輸和遺傳密碼執行的成像起因的亞微米水平的細胞生物學。亞細胞組份的結構和動力學現在不能使用現有的方法和技術(包括，例如，X射線和中子的散射)以它們的自然狀態進行研究。反之，以光波基礎的納米級分辨率的技術使細胞機器能夠以其自然狀態進行研究。因此，本發明的優選實施方案包括以干涉測量法和/或相位測量的原理為基礎的系統并且被用來研究細胞生理學。這些系統包括使用光學干涉儀測量相位的低相干性干涉測量法(LCI)或其中使用細胞組份本身之內的干涉的光波散射光譜學(LSS)的原理，或在替代方案中LCI和LSS的原理能在本發明的系統中合并。
用于相位測量和成像系統的優選實施方案包括主動穩定的干涉儀、隔離干涉儀、共向光程干涉儀和提供差動測量的干涉儀。涉及差動測量系統的實施方案包括兩點外差干涉儀和雙光束干涉儀。使用共向光程干涉儀的實施方案能包括使用空間光波調制的相襯顯微鏡。
光學低相干性干涉測量法(LCI)已經在生物媒介物的研究方面找到許多應用。最廣泛使用的LCI技術是使生物樣品的2D或3D反向散射輪廓成像的光學相干斷層攝影術(OCT)。Drexder，W.等人已經在“In vivo ultrahigh-resolution optical Coherencetomography”(Optics Letters，Volume 24，No.17，pages 1221-1223)中描述過LCI技術，在此通過引證將其全部教導并入。OCT有受所用光源的相干長度限制的深度靈敏度。超寬帶光源已能分辨大約1微米的尺寸特征。
相敏低相干性干涉測量法對樣品亞波長光程的變化是敏感的。相敏LCI的主要困難是在干涉儀雙臂中光程變動造成的相位噪聲。通過幾乎同一光程的不同波長的激光束能用來測量干涉儀相位噪聲，然后把所述相位噪聲從有類似的噪聲的樣品信號中減去，以便析取真實的樣品相位偏移。其它的研究員已經使用沿著共向光程正交的激光偏振來測量高相位靈敏度的微分相襯或雙折射。在這兩種技術中，都掃描基準臂路徑，而且需要計算機計算，以便從由此產生的條紋數據(經由Hilbert變換)推斷出相位；除此之外，必須使用相位展開算法消除相位測量中的2π模糊度。條紋掃描和信息處理程序實質上降低測量速度而且可能增加噪聲。
包括主動穩定的干涉儀的系統本發明的優選實施方案使用LCI方法，其中干涉儀借助基準光束的主動穩定允許以高帶寬和最少的計算機處理不間斷地探測非常小的相位偏移。鎖定在任意相位角的基準光束在沒有基準臂掃描的情況下給出直接的樣品相位測量結果。優選的實施方案提供二維和三維相位成像。
優選的實施方案依賴Michelson干涉儀借助基準激光束的主動穩定。主動穩定的干涉儀300的優選實施方案的示意圖被展示在圖11中。主動穩定的Michelson干涉儀系統300包括反射鏡306；移動反射鏡310；分光鏡304；相位調制器308；探測器318；本地振蕩源320、322；混頻器316和求和放大器312。被分光鏡304分開的連續波激光束橫越兩個干涉儀臂并且在探測器318處被重新組合。干涉儀的一個臂包含相位調制元件308，例如光電調制器或安裝在壓電轉換器上的反射鏡。對光程差的大幅度調節可以借助平移反射鏡310或任何其它可變的光學延遲線來完成。處理裝置(例如，計算機315)與用來提供反饋和處理相位偏移測量結果的電子器件通信。電子圖像顯示器317用來顯示相位偏移和相關的圖像。
兩個干涉儀臂之間的相位差是按正弦曲線調制的φ＝ψ+ψdsin(Ωt) (16)其中ψ＝k(L1-L2)＝kΔL是兩個臂之間的相位差，ψd＜2π是調制深度，而Ω是調制頻率。被探測的干涉儀信號是用來自干涉儀兩個臂的光束的相干加法給出的I＝I1+I2+2(I1I2)1/2cosφ(17)I和φ之間的非線性關系導致被探測的信號有在調制頻率Ω的許多諧波頻率下的組份。第一(IΩ)和第二(I2Ω)諧波項是用下式給出的IΩ＝4J1(ψd)(I1I2)1/2sinψsin(Ωt) (18)I2Ω＝4J2(ψd)(I1I2)1/2cosψcos(2Ωt) (19)
IΩ和I2Ω分別按Ω和2Ω解調是借助混頻器316或鎖定放大器完成的，而且兩個信號都作為ψ的函數被放大，以便給出相等的振幅V1＝V0sinψ(20)V2＝V0cosψ(21)使用模擬或數字電路，線性組合V0是用隨時間變化的參數θ計算的Vθ＝cosθ*V1-sinθ*V2＝V0sin(ψ-θ) (22)這個信號被用作誤差信號把干涉儀鎖定在有正斜率的任何零交點。Vθ(t)在被反饋到相位調制器(高頻)和路徑長度調制器(低頻)之前被積分、濾波和放大以便主動消除干涉儀噪聲。線性組合Vθ(t)被用作誤差信號以便允許鎖定到任意相位θ。
穩定的干涉儀可以如同在此描述的那樣與相敏低相干性干涉測量法結合。在此被描述的系統組件全部可以借助自由空間光學系統或光纖光學系統來實現。為了清楚，例證展示自由空間光學系統的實現。
用于光學延遲相敏LCI的靠基準光束穩定的干涉儀的示意圖展示在圖12中。來自低相干光源的光束353在穩定的干涉儀中通過與鎖定光束355相同的路徑。通過改變干涉儀兩個臂之間的(穩定)路徑長度差，準備由按干涉儀鎖定調制頻率調制的其間有非常穩定的連續可變的光程延遲的兩份LC光束“副本”之和組成的輸出光束。
樣品382被放在蓋玻片上，該蓋玻片已在與樣品接觸的側面上涂上一層防LC波長反射的涂層。LC光束是借助顯微鏡物鏡380通過蓋玻片和樣品聚焦的。反向散射光波是用同一光學系統收集的并且聚焦在探測器366上。被探測的信號是反向散射掃描電磁場與時間延遲ΔL/c的自相關。它能被展示，以便顯示在零延遲和與圖13舉例說明的依照到樣品臂中的數對散射或反射表面之間的兩倍光程長度相對應的延遲下的干涉圖。具體地說，蓋玻片沒有涂層的側面位于距離樣品大約一個蓋玻片厚度d的位置；來自樣品的干涉信號在玻璃的折射指數為n的情況下是按光程延遲nd看到的。
由于ΔL＝～2nd，樣品信號借助混頻器或鎖定放大器按調制頻率被解調，提供樣品相位的連續測量。為了鎖定解調的低相干性信號中的零交點，干涉儀鎖定相位θ可以依次用電子學方法改變。以所述方式，干涉儀鎖定相位的時間進展被用作樣品相位的直接測量。所述鎖定方案有獨立于樣品信號的振幅的優勢。
所述系統依照優選實施方案類似于雙光束光學計算機斷層攝影術(OCT)技術，因為光學延遲在低相干性光波進入樣品之前已準備好，而且被探測的信號對樣品和干涉儀之間的距離變化是不敏感的。在其它可能的優選實施方案中，也可以使用Mach-Zender干涉儀配置準備低相干性光束。
通過把可變的衰減器引入干涉儀的一個或兩個臂，兩個時間延遲的電磁場的相對振幅能為了優化干涉信號而被調制。
靠基準光束穩定的相敏的LCI的示意圖被展示在圖14A中。該系統組件與圖11類似，但是用蓋玻片430上的樣品代替干涉儀的一個反射鏡。來自兩個低相干光源(LC1和LC2)的兩個光束422、424是干涉儀輸入端上的入射光束。基準光束有相當于或大于蓋玻片厚度(例如，大約150微米)的相干長度。蓋玻片反射被用來鎖定干涉儀。短的相干長度的基準光束防止干涉儀鎖定受來自顯微鏡物鏡和其它表面的虛假反射的影響。
為了區分樣品表面和后表面的反射，信號光束有比蓋玻片厚度小好幾倍的相干長度。基準臂長度是為了給出來自樣品的干涉圖而被調節的，而且如同先前描述的那樣，該信號是為了給出圖15A和15B舉例說明的樣品相位而被解調的。干涉儀關于蓋玻片無涂層側面的鎖定導致與這個界面相關的樣品相位測量，而且幾乎排除所有外部的干涉儀噪聲。
與參照圖11描述的光學延遲方法比較，這個優選實施方案有信號光束和基準光束兩者都作為樣品上的入射光束的缺點。對于生物材料，尤其是活細胞，這或許限制可能使用的基準光束功率，從而導致降低鎖定質量。另一方面，掃描基準反射鏡允許更直截了當地辨認來自樣品的反射。諸如計算機453之類的處理裝置與用來提供反饋和處理相位偏移測量結果的電子器件通信。電子圖像顯示器455用來顯示相位偏移和相關的圖像。
優選的實施方案能使用兩種方法使某個區域上的樣品相位成像。在優選的第一種方法中，入射光束可以如同在大多數OCT設備中那樣沿著X-Y方向在樣品上掃描。在包括靠基準光束穩定的LCI的實施方案中，務必在光束掃描的時候維持基準光束干涉儀鎖定。依照第二種方法，電荷耦合器件(CCD)或光電二極管陣列可以用來探測這些信號而不需要掃描。圖16舉例說明用于穩定的相敏LCI的成像系統500。這個光學系統用來照明擴大范圍的區域并且使散射光在探測器上成像。圖17舉例說明系統配置的簡化的展開方案，以便依照本發明的優選實施方案舉例說明光學設計。實線表示入射光線，而虛線表示反向散射光線。
就CCD成像而言，相對相位的測量可以通過分析4幅圖像的序列完成，每幅都在相位方面不同于前一幅，相差π/2。圖14B舉例說明在用于依照本發明使用帶壓電轉換器(PZT)461的反射鏡產生相位偏移的主動穩定的相敏低相干性干涉測量法的系統中使用CCD成像的實施方案。電路469是用來使用PZT產生相位偏移的電子器件和用于探測相位偏移的電子器件。CCD是被集成到一片緊湊的電子芯片之中的象素陣列。本身與諸如計算機478之類的處理裝置連接的CCD控制器477與CCD通信。圖像顯示器479用來顯示相位偏移和相關的圖像。
對于高帶寬相位成像，來自光電二極管陣列的信號可以按第一諧波和第二諧波個別地解調；這允許明確地測量每個象素的相位。
本發明的干涉測量系統的優選實施方案的較高的靈敏度和帶寬為在生物學的或非生物學的媒介物中測量小的光學相位偏移提供新的可能性。例如，這些優選實施方案能研究細胞膜的運動和波動。雙波長的相敏LCI已經用來觀察人類結腸細胞培養物的細胞體積調節和膜動力學。最近，已在培養物中添加疊氮化鈉之后觀察到細胞膜的低頻振蕩。優選的LCI實施方案允許按較小的時間刻度研究膜動力學，在這種情況下熱驅動的波動和機械振動可能是更重要的。依照本發明的優選實施方案的二維成像方法允許在收集互相影響的細胞時研究膜波動。振蕩和相互關系能提供關于細胞發信號的信息。
本發明的優選實施方案能用于神經元動作電位的測量。在神經科學中對于改進的非侵入式地監測神經元的電信號的光學方法有很大的興趣。現在的方法仰靠對鈣敏感或對電壓敏感的染料，它們有許多問題，包括壽命短、光致毒性和緩慢的響應時間。
幾十年前人們就已經知道動作電位在神經纖維和細胞體中伴有光學變化。除此之外，在刺激期間，神經已經表明呈現短暫的體積增加。這些變化已經根據細胞膜中的相位轉變和由于細胞膜中的偶極子的重新定向造成的指數偏移得到解釋。
依照優選實施方案的相敏LCI方法可以用來測量與動作電位相關聯的光學和機械變化。增大的帶寬允許按大約1ms的動作電位時標靈敏地測量相位。本發明的優選實施方案能用來提供神經信號的非侵入式的長期測量和提供使許多神經元同時成像的能力。這些實施方案幫助分析神經活動的時間空間圖式形成對于了解大腦是重要的。已知與動作電位相伴的小的(≈10-4rad)指數偏移和膜波動在本發明的提供高水平敏感速度和高帶寬(＞1kHz)的優選實施方案中能被探測出來。這些實施方案使用消除噪聲的方法，例如，防止噪聲進入的隔離法；使用反饋元件消除噪聲的穩定法；提供不用反饋消除噪聲把噪聲影響減到最小的共向光程干涉測量法的差動測量。
在此描述的實施方案能被用于許多醫學應用。例如，皮層映射能在神經外科手術期間完成，與現有技術的電極法相比較在速度和分辨率方面有進步。此外，這些優選實施方案能在神經外科手術期間用來使癲癇焦點定域。這些實施方案也能監測眼睛中的視網膜神經活動。本發明的優選實施方案的其它應用包括歸因于這些實施方案提供的高速度的二維和三維掃描；光電二極管探測器提供的高動態范圍和DC抑制；細胞生物學方面的納米級成像；上皮組織的表征和膜的振動的探測，例如，但不限于，聽覺細胞和血管。
包括雙光束干涉儀的系統本發明的優選實施方案包括集成在傳統的光波顯微鏡中的以光纖為基礎的光學延遲相敏低相干性干涉儀。同步的電學和光學測量能在海馬神經元的培養物中完成。優選的實施方案包括包含光電二極管陣列或快速掃描光束的成像系統。用于光學刺激神經元的方法與動作電位的LCI測量相結合能形成用來研究神經網絡動力學、突觸可塑性和神經科學方面的其它基本問題的極其有用的新型工具。
另一個實施方案將相敏成像技術應用于腦切片，甚至活體神經元。跟蹤和補償腦表面的運動的是有重大意義的挑戰。光學散射限制可能提取神經元信號的深度，但是大約100微米的深度可能是可能的。
在此以前描述的主動穩定的干涉儀的優選實施方案已經包括兩個波長系統，其中第一波長被用于穩定而第二波長被用于相位測量。圖18A舉例說明兩點式Mach-Zender外差干涉儀系統的示意圖，其中使用一個波長。這種點穩定的/基準干涉儀系統測量通過樣品586上兩個點的光波的相位差。幾乎共向光程的幾何學降低干涉儀的相位噪聲。
準直激光束或低相干光源被分光鏡584分成樣品586路徑和基準路徑。樣品光束通過樣品586和透鏡L1(物鏡透鏡)588和在最后的分光鏡592前面的L2(管透鏡)590。透鏡L1588和L2590分別有焦距f1和f2而且構成放大倍率M＝f2/f1的顯微鏡。這些透鏡排成一線，以致樣品586和L1588之間的距離是f1，L1和L2之間的距離是f1+f2，而成像平面位于距L2的距離為f2的位置。
基準光束通過用頻率分別為ω1和ω2的射頻RF電磁場驅動的兩個聲光調制器594，AOM1和AOM2。可變光欄用來選擇來自AOM1的+1級衍射光束和來自AOM2的-1級衍射光束。所以，以頻率ω0在AOM1入射的光波以頻率ωR＝ω0+Ω(其中Ω＝ω1-ω2)從第二針孔射出。這種雙AOM配置是為了獲得大約100kHz的比較低的外差頻率Ω而被采用的。低的外差頻率對于高靈敏度光電探測器的使用可能是優選的而且也有利于光學對準，因為在光束方向改變非常小的情況下，Ω可能被設定為等于零。如果需要較高的外差頻率，可以使用單個AOM。諸如計算機609和圖像顯示器611之類的處理裝置與所述系統通信。
頻移的基準光束的頻率被分開的距離等于其焦距之和的透鏡L3598和L4600擴展。在兩個成像平面的信號電磁場和基準電磁場能以復數記號法用下式描述ES(x，y，t)＝ES0(x，y)exp[i(φs(x，y，t)+φN，S(x，y，t)-ωt)](23)ER(x，y，t)＝ER0(x，y)exp[iφN，R(x，y，t)-(ω+Ω)t] (24)在這里x和y是沿著光程的橫向坐標，φS(x，y，t)是正在研究的樣品相位，φN，S(x，y，t)和φN，R(x，y，t)表示樣品臂和基準臂中的干涉儀噪聲，而ES0(x，y)，ER0(x，y)是電磁場振幅輪廓，它們可能是，例如，但不限于，高斯型的。
樣品相位φS(x，y，t)可以用樣品隨時間變化的折射指數分布nS(x，y，z，t)來表達φS(x,y,t)=∫z1z2nS(x/M·,y/M,z,t)dz---(25)]]>其中z是軸向坐標，而且積分是在樣品的深度之上完成的。請注意放大因子M。
在兩個成像平面的強度是用下式給出的I±＝|ES±ER|2＝|ES0|2+|ER0|2±2|ES0||ER0|cos[φS(x，y，t)+φN，S(x，y，t)-φN，R(x，y，t)+Ωt] (26)外差信號是用定位在位置(x1，y1)和(x2，y2)的兩個光電二極管PD 1604和PD2 606探測的。光波可能是通過光纖或針孔收集的。
被探測強度的AC分量是用下式給出的I1(t)＝2|ES0||ER0|cos[φS(x1，y1，t)+φN，S(x1，y1，t)-φN，R(x1，y1，t)+Ωt] (27)I2(t)＝-2|ES0||ER0|cos[φS(x2，y2，t)+φN，S(x2，y2，t)-φN，R(x2，y2，t)+Ωt] (28)然后用鎖定放大器或相位探測器電路608測量外差信號I1和-I2之間的相位差。
Ф12(t)＝[φS(x1，y1，t)+φN，S(x1，y1，t)-φN，R(x1，y1，t)]-[φS(x2，y2，t)+φN，S(x2，y2，t)-φN，R(x2，y2，t)]＝φS(x1，y1，t)-φS(x2，y2，t)+φN，S(x1，y1，t)-φN，S(x2，y2，t)-φN，R(x1，y1，t)+φN，R(x2，y2，t)(29)如果現在假定干涉儀噪聲與橫向位置無關，即，φN，S(x1，y1，t)＝φN，S(x2，y2，t) (30a)φN，R(x1，y1，t)＝φN，R(x2，y2，t) (30b)，那么實測的相位差只是樣品相位在選定的點的差φ12(t)＝φS(x1，y1，t)-φS(x2，y2，t)(31)依照本發明優選實施方案的方法可以用在僅僅服從物理限制的成像平面的許多光電探測器來實現。光電二極管陣列或光電二極管耦合光纖束可以用來使許多位置的相位同時成像。任何單一的探測器都可以被選作相對于它測量所有其它點的相位差的“基準”探測器。
成像Mach-Zender的外差干涉儀的示意圖被展示在圖18B中。裝置670使已通過樣品673的光波的相位成像。
φS(x,y,t)=∫z1z2nS(x/M,y/M,z,t)dz]]>光學設計類似于結合圖18A描述的兩點式Mach-Zeder外差干涉儀，但是有兩個改變(i)成像探測器(例如，電荷耦合器件(CCD)682)位于成像平面之一，以及(ii)使用光電偏振調制器672和偏光片681來完成頻閃式探測。定量的相位圖像是用相移干涉測量法獲得的。
在CCD成像平面隨時間變化的強度分布用下式給出I_(x，y，t)＝|ES±ER|2＝(32a)|ES0|2+|ER0|2-2|ES0||ER0|cos[φS(x，y，t)+φN，S(x，y，t)-φN，R(x，y，t)+Ωt]頻閃式相位干涉測量法用來以相敏方式使這個外差干涉圖成像。這需要“門控”CCD的探測而且能以幾種方式完成。增強的CCD能通過控制增強器電壓被門控。在CCD前面的大孔徑光電元件能作為快速光閘使用。在圖18B舉例說明的系統中，光電偏振開關用來控制干涉儀的輸入光束的偏振。兩種偏振能被標為“面內”和“面外”，對應于圖18B。線偏振片681被放在CCD成像裝置682前面，以便僅僅探測面內偏振光；面外偏振光的被偏振片吸收或反射。
對準第一成像平面(如果需要，經由光纖)的光電二極管陣列用來獲得兩點式外差干涉儀中的下列信號I1(t)＝2|ES0||ER0|cos[φS(x1，y1，t)+φN，S(x1，y1，t)-φN，R(x1，y1，t)+Ωt](32b)然后，門控信號起源于外差信號I1，如下所述。電子比較器當外差信號是正的而且有正斜率的時候輸出“高電平”。這對應于在相位0的門控信號。在相移為π/2，π和3π/2的類似信號能通過當外差信號分別為正的而且有負斜率、負的而且有負斜率和負的而且有正斜率的時候觸發產生。依照本發明的優選實施方案，外差信號687和門控信號688-691被展示在圖18C中。
然后，門控信號被用于連續地門控CCD探測器。該序列受計算機685控制。只有當門控信號處于“高電平”的時候，才允許光波落到CCD上。對應于四個門控信號而不是相等數目的外差周期的四次曝光被CCD捕獲，以便獲得四次曝光時對應的強度。四個實測的條紋圖像被稱為I0(x，y)、Iπ/2(x，y)、Iπ(x，y)、I3π/2(x，y)。于是，相對的樣品相位能用下式計算出來φS(x,y)=tan-1(I3π/2(x,y)-Iπ/2(x,y)I0(x,y)-Iπ(x,y))---(32c)]]>由于相位在四幀之中每一幀之間偏移。用來改變相位和計算相位的其它方法能被使用，例如，在此通過引證將其全部教導并入的Creath，K在“Phase-Measurement Interferometry Techniques”，Progress in Optics，Vol.XXVI，E.Wolf，Ed.，Elsevier SciencePublishers，Amsterdam，1988，pp，349-393中描述的那些。此外，干涉儀噪聲只要它在圖像平面上是常數就能借助基準有相關關系的噪聲外差信號I1(t)被消除。頻閃式相位成像能被看作是“桶式”積分形式，其中積分是根據共同的外差基準信號對時間完成的。
依照本發明的優選實施方案，頻閃式相位成像也能用雙光束外差干涉儀完成。這需要能夠被CCD探測的低相干性波長，例如850nm。與下文描述的圖19相比較，它還需要把樣品光束遞送系統修改成圖18D所示的成像系統。在這個實施方案中，用來產生四個門控信號的基準外差信號是由光學基準信號提供的。探測信號的模板可能是借助光纖開關或偏振調制器用偏振片完成的。
本發明的優選實施方案包括雙光束反射干涉儀。雙光束反射干涉測量法的優選實施方案包括隔離雙光束外差LCI。外差式雙光束干涉儀620被展示在圖19。所述干涉儀用來測量來自樣品的反射光波相對于位于樣品之前的部份反射表面的相位變化。例如，人們可能測量從玻璃薄片上的樣品反射的光波的相位。作為另一個例子，測量可能是相對于來自放在被研究的樣品附近的光纖探頭頂端的反射進行的。
諸如超級發光二極管(SLD)或多模激光二極管之類的低相干性來源622被耦合到通過真空饋通進入真空室640的單模光纖之中。被封閉在該真空室里面的是隔震的自由空間外差Michelson干涉儀。低相干性光束經由準直透鏡從光纖發射，然后被分光鏡626分離。干涉儀的兩個臂(叫做1(656)和2(658))包含被頻率分別為ω1和ω2的射頻電磁場驅動的聲光調制器(AOM1 628和AOM2634))。在每個臂中，正偏移的一階衍射光束是借助針孔選定的。光波被透鏡630和636聚焦，然后被反射鏡M1 632和M2 638反射回兩個AOM。透鏡被放在距離AOM和反射鏡兩者一倍焦距的位置。這種設計允許AOM回射校正繼續保持低相干性(廣譜的)光波的光譜。
由于AOM是在雙光路配置中操作的，以頻率ω0入射的光波在通過臂1(656)和2(658)之后被分別偏移到ω0+2ω1和ω0+2ω2。兩個通過臂1和2的光束之間的頻率差是Ω＝2(ω1-ω2)。
反射鏡之一M1(632)附著在平移臺上，以便調節兩個臂之間的光程長度差Δl＝l1-l2。在通過兩個臂之后，組合光束可以被看作是被時間延遲Δl/c分開兩個脈沖的光束。來自兩個干涉儀臂的反射借助準直儀660被聚焦返回光纖并且退出艙室640。
光循環器用來把回射光束與入射光束分開。光波作為自由空間光束被另一個準直儀662發射并且被聚焦在樣品642上，因此首先通過部份反射的表面664。反向散射的光波被同一準直儀收集并且在通過另一個光循環器之后被光電二極管650探測。調節Michelson干涉儀的光學延遲，以便與來自樣品S的反射和來自基準表面的反射之間的光程差Δs相配。當條件ΔL＝Δs維持在光源的相干長度L之內時，在頻率Ω下的外差信號由于從表面S642和R 664反射的光波之間的干涉而被探測。外差信號的相位代表樣品反射相對于基準反射的相位的度量，所述外差信號相位相對于通過兩個AOM驅動的電磁場的混合和加倍提供的本地振蕩器測量。為了阻止由單一表面反射產生外差信號，長度Δs必須實質上大于相干長度LC。假定，樣品厚度小于玻璃厚度Δs，以致信號涉及玻璃表面，而不涉及來自樣品的散射。
干涉儀的定量描述如下。首先考慮波數為k0的單色光源。在Michelson干涉儀的輸入端的電磁場振幅能用下式描述Ei＝Aicos(k0z-ω0t) (33)通過AOM之后從分光鏡返回的電磁場是用來自干涉儀兩個臂的由磁場之和給出的
Em＝E1+E2＝Aicos(2k1l1-(ω0+2ω1)t)+Aicos(2k2l2-(ω0+2ω2)t)(34)其中k1＝k0+2ω1/c而k2＝k0+2ω2/c。
雙重光束現在是樣品上的入射光束。令s1是對基準反射的光學距離和s2是對樣品反射的光學距離。如果基準反射和樣品反射的反射率分別是R1和R2，而且忽略多次反射，那么從樣品反射的電磁場是用下式給出的Es=AiR1cos[2k1(l1+s1)-(ω0+2ω1)t]+AiR1cos[2k2(l2+s1)-(ω0+2ω2)t]]]>+AiR2cos[2k1(l1+s1)-(ω0+2ω1)t]+AiR2cos[2k2(l2+s2)-(ω0+2ω2)t]---(35)]]>探測到的強度iD與電磁場振幅的平方成比例iD∝⟨|Es|2⟩=(R1+R2)(1+cos(2k0Δl-Ωt)+]]>2R1R2[2cos(2k0Δs)+cos(2k0(Δl+Δs-Ωt))+cos(2k0(Δl-Δs-Ωt))]]]>(36)其中光學頻率振蕩項已被忽略，而且假定頻率偏移造成的波數偏移Ω/c與路徑長度差Δs和Δl的逆相比較是可以忽略。
為了建立低相干性(寬帶)光源模型，假定它有高斯功率頻譜密度，其中心波數為k0而且全波長的半最大值(FWHM)頻譜帶寬為Δk。
s(k)=2ln2Δkπexp[-(k-k0Δk/(2ln2))2]---(37)]]>
對低相干性輻射探測到的強度是通過在頻譜分布上積分單色結果發現的iD~=∫iD(k)S(k)dk=(R1+R2)(1+F(Δl)cos(2k0Δl-Ωt)]]>+2R1R2[2F(Δs)cos(2k0Δs)+F(Δl+Δs)cos(2k0(Δl+Δs-Ωt))]]>+F(Δl-Δs)cos(2k0(Δl-Δs-Ωt))]]]>(38)其中F(x)=exp[-(xlc/(2ln2))2]---(39)]]>是選定頻譜密度的光源相干性函數。在這里lc是相干長度lc=4(ln2)Δk=2(ln2)λ02πΔλ---(40)]]>如果路徑長度差被這樣選定，以致在相干長度之內Δl＝Δs，而且Δl＞＞lc，那么依支配時間而定的信號有如下形式iD~(AC)=2R1R2[F(Δl-Δs)cos(2k0(Δl-Δs-Ωt))]---(41)]]>通過測量這個信號相對于本地振蕩器652LO＝cos(Ωt)的相位，Δs的改變能被測量。請注意，為了阻止相位噪聲通過Δl的改變影響測量結果，Michelson干涉儀的隔離是必不可少的。
圖20依照本發明的優選實施方案舉例說明隔離的雙重基準外差低相干性干涉儀。干涉儀用來測量從選定的樣品深度反射的光波相對于來自不同的樣品深度的散射的相位。因為不需要玻璃反射表面，這種組件優于比較簡單的雙光束干涉儀。這個系統對于活體測量是理想的。雙重基準Michelson干涉儀能用來在足夠薄或透明的樣品中使神經活動在三維體積上成像。所述系統能用來研究神經網絡的生長。
來自低相干光源702的光波被光纖耦合器706分離到上面的和下面的路徑之中。上面的路徑類似于上文結合圖19描述的雙光束干涉儀，頻移為ω1的雙光路AOM代替現在位于所述干涉儀的下面的路徑之中的樣品。兩個電磁場在另一個光纖耦合器742中被重新組合。光電二極管746、748是按雙平衡模式安排的。
在單色光源情況下，干涉儀的定量描述如下。上面路徑的電磁場可以寫作E1＝Aicos(2k0l1-(ω0+2ω1-2ω3)t)+Aicos(2k0l2-(ω0+2ω2-2ω3)t)(42)而下面路徑是(再次假定樣品包含在位置s1和s2的兩個反射)E2=AiR1cos[2k0s1-ω0t]+AiR2cos[2k0s2-ω0t]---(43)]]>已假定光纖電纜的路徑長度在兩個臂之間是相等的。與頻率為ω3的AOM 736相關聯的反射鏡740可以被平移，以使路徑長度相等。
光電探測器信號的AC分量用下式給出iD∝⟨|E1+E2|2⟩AC=R1[cos(2k0(l1-s1)-Ω13t)+cos(2k0(l2-s1)-Ω23t)]]]>+R2[cos(2k0(l1-s2)-Ω13t)+cos(2k0(l2-s2)-Ω23t)]]]>(44)
其中Ω13＝2(ω1-ω3)，而Ω23＝2(ω2-ω3)。就高斯頻譜分布而言，多色情況給出i~D=∫iD(k)S(k)dk∝R1[F(l1-s1)cos(2k0(l1-s1)-Ω13t)]]>+F(l2-s1)cos(2k0(l2-s1)-Ω23t)]]]>+R2[F(l1-s2)cos(2k0(l1-s2)-Ω13t)+F(l2-s2)cos(2k0(l2-s2)-Ω23t)]---(45)]]>假如在相干長度之內，l1≈s1，l2≈s2，而且Δl，Δs＜＜lc，那么主項是i~D∝R1F(l1-s1)cos(2k0(l1-s1)-Ω13t)+F(l2-s2)cos(2k0(l2-s2)-Ω23t)]---(46)]]>接下來，這兩個頻率組份在混頻器中被組合起來，而且通帶濾波器選擇差頻Ω12＝Ω13-Ω23＝ω1-ω2X=R1R2F(l1-s1)F(l2-s2)cos(2k0(l1-l2-(s1-s2))-Ω12t)---(47)]]>然后，相敏探測器測量信號相對于在通過AOM驅動電磁場的混頻和加倍產生的Ω12下的本地振蕩器的相位。該實測的相位是φ＝2k0(Δl-Δs)。
移相器用來抵消可能不顧它的微分特性對相位測量有一些影響的干涉儀噪聲。光電二極管信號組份的相位R1F(l1-s1)cos(2k0(l1-s1)-Ω13t)---(48)]]>被測量并且被用作誤差信號，將來自s1的反射借助移相器鎖定到恒定不變的相位。
在使用真實樣品的實施方案中，除了散射分布之外將沒有兩個反射。通過設定基準臂位置，干涉儀測量從兩個不同深度散射的光波之間的相位差。
結合圖19描述的實施方案測量光學外差信號相對于通過聲光調制器(AOM)射頻電磁場混頻產生的電信號的相位。有為數眾多的與實施方案相關聯的噪聲來源。它們包括或許歸因于來自射頻電磁場的AOM加熱的約為數分鐘大約一個波長(1λ)的緩慢漂移和在60Hz和120Hz的相位噪聲。此外，振幅出現在AOM調諧電壓中而且或許歸因于傳輸線噪聲。在艙室外面的光纖移動時改變的寬帶振幅和相位噪聲的其它來源最有可能歸因于光循環器中的偏振模色散(PMD)。
本發明的優選實施方案最大限度地減少并優選消除噪聲并且包括光學基準測量、或使用精確電壓電源提供的AOM調諧電壓或作為替代使用維持偏振的纖維光學部件以減少漂移和噪聲。圖21舉例說明最大限度減少噪聲的光學基準干涉儀的優選實施方案。所述實施方案解決結合圖19描述的系統所經歷的漂移和噪聲問題。參照圖21舉例說明的實施方案是外差式雙光束干涉儀。干涉儀用來使用可能作為樣品物體或個別元素上不同的橫向點的基準測量來自樣品的反射光波的相位改變。諸如SLD之類的低相干性光源762被耦合到通過真空饋通進入真空室782的單模光纖之中。外差Michelson干涉儀如同圖19描述那樣操作。來自兩個干涉儀臂的反射被準直儀766、792聚焦返回兩個光纖并且退出該艙室。附加光程提供作為在個別元素上不同的橫向點的基準。反向散射光波分別被兩個準直儀788、790收集并且在通過光循環器794和798之后被兩個光電二極管796、800探測。
在雙重基準干涉測量法實施方案中，把橫向基準點和反射-基準相位測量結合起來。理想的是，基準點和樣品物體都位于同一玻璃之上。對消除蓋玻片中的任何傾斜、振動和/或膨脹效應有附加好處。如圖22所示，實測的相位是φ(t)＝(φ1-φ1′)-(φ2-φ2′) (49)雙重基準干涉儀的優選實施方案包括有相似的增益和頻率響應的光電探測器，以便消除噪聲。此外，維持偏振的組份和光纖能用來處理光纖中的偏振效應。具體地說，光循環器中的偏振模色散在兩個正交偏振之間產生導致能通過使用維持偏振的部件減輕的振幅和相位噪聲的可變延遲。在優選的實施方案中，數字式通帶濾波器用來處理在光學信號中發現的諧波。
圖23A圖解式地舉例說明用來標定結合圖21描述的系統的壓電轉換器(PZT)的電壓。PZT標定組件是在圖25A中舉例說明的。
與反射鏡888的位移相對應的相位改變是在圖23B中圖解式地舉例說明的。這個相位變化對應于27nm的標定距離變化。
圖24圖解式地以弧度為單位舉例說明在50ms的總時間周期里與圖21舉例說明的干涉儀相關聯的噪聲性能，其中干涉儀的兩個臂是相等的。
圖25A和25B是依照本發明優選實施方案用于樣品信號和基準信號的標定組件的示意表達。在反射鏡和分光鏡之間的間隔是隨著PZT改變的。PZT的運動是通過監測光源(He-Ne或Ti藍寶石)的發射標定的。
本發明的優選實施方案涉及系統包括用來在動作電位期間完成諸如神經移位運動之類的弱反射表面的細微運動的非接觸測量的雙光束低相干性干涉儀。神經纖維在動作電位期間呈現迅速向外側面移位。這種通常歸因于水流入軸突的“膨脹”現象最初是在螃蟹神經中觀察到的，后來是在許多其它的無脊椎動物和脊椎動物的實驗標本中觀察到的。所有的神經膨脹觀察迄今仍然倚賴與神經實際接觸的光學傳感器或壓電傳感器。用來測量神經移位的非接觸式光學方法能消除與接觸相關的人工制品并且允許多條神經的活動以它們的天然狀態同時成像。
本發明的優選實施方案包括雙光束外差式低相干性干涉儀及其在測量龍蝦神經束的膨脹效應中的應用。現有的用干涉儀觀察神經膨脹的方法尚未成功，因為靈敏度低和無法探測任何與青蛙或龍蝦神經的動作電位相關聯的運動。最近，已使用透射光波干涉儀成功地測量了神經在動作電位期間的折射指數變化。
測量在毫秒時間范圍內約為數納米的神經位移需要能夠從低反射率表面記錄的快速的和穩定的干涉儀測量系統。依照優選的實施方案，由單模光纖和自由空間元素組成的雙光束系統被展示在圖26中。來自與超級發光二極管922(Optospeed SLD，FWHM的中心波長為1550nm，帶寬為40nm)耦合的光纖的光波準直后進入包含在雙光路配置中校直的并且由頻率為ω＝110.1MHz和ω2＝110MHz的射頻電磁場驅動的聲光調制器(AOM)946、952的Michelson干涉儀。安裝在平移臺上的反射鏡允許控制在兩個干涉儀臂之間往返光程差ΔL。光波通過光纖準直儀進出Michelson干涉儀。
來自Michelson干涉儀的兩個口之中每個口的輸出是由有不同的頻移和可變的延遲的兩個低相干性電磁場組成的雙重光束。雙重光束之一是神經艙室組件(在圖27中詳細說明)上的入射光束，而另一個是基準間隙上的入射光束。神經組件和基準間隙每個都包含被可調節距離分開的兩個反射表面，而且被校直以便將入射光波反射回其各自的光纖。這些表面之一幾乎是在空氣和無涂層玻璃之間的界面。在樣品中第二反射來自在空氣和神經表面之間的界面。
ΔLS和ΔLR分別是來自樣品和基準間隙的表面1和2的反射之間的往返光程差。調節各種不同的組份以致三個路徑長度ΔL、ΔLS和ΔLR全部等于在光源相干長度之內。當條件滿足時，光電探測器932、962(新的聚焦2011)記錄由于(1)橫越Michelson干涉儀的臂1并且從樣品(或基準間隙)的表面2反射的光波和(2)橫越Michelson干涉儀的臂2并且從樣品(或基準間隙)的表面1反射的光波之間的干涉造成的頻率為Ω＝2(ω1-ω2)＝200kHz的外差信號。兩個外差信號之間的相位差(多達2π的倍數)是φ(t)＝k0[(ΔLS-ΔL)-(ΔLR-ΔL)]＝k0(ΔLS-ΔLR)，其中k0是來源的中心波數。最易受相位噪聲影響的量——Michelson路徑延遲ΔL在這種差動測量方法中被刪除。與偏振無關的光循環器926、930、960用來使探測到的功率達到最大值并且阻止反射光波再次進入Michelson干涉儀。偏振控制器(未展示)用來最大限度地減少纖維光學組份中的偏振模色散的效果。
為了測量相位差φ(t)，光電探測器的輸出被12位的A/D卡(美國國家儀器公司PCI-6110)以每秒五百萬個樣品的速率數字化。計算機中的指令序列借助Hilbert變換計算兩個信號之間的相位差而且把該相位偏移表達成相對的表面位移d(t)＝φ(t)/2k0。
為了檢驗干涉儀完成了位移測量，神經組件被使用壓電轉換器以300Hz頻率和27nm振幅按正弦曲線調制諧振腔間隔的平面Fabry-Perot諧振腔代替。當諧振腔在若干微米范圍內被掃描的時候，雙光束干涉儀的振幅和頻率測量結果與通過監測632.8nm氦-氖激光器光束的傳輸確定的數值很好地一致。
依照優選的實施方案，來自美國龍蝦(美洲龍蝦)的步足神經(～1mm直徑，～50毫米長)被解剖并且被放在圖27所示的用丙烯酸樹脂機械加工而成的神經艙室上。該艙室包含五個充滿龍蝦鹽水溶液的容器，而在各容器之間的神經被凡士林絕緣層包圍著，以使容器之間電阻最大。刺激隔離器遞送振幅可變的電流脈沖(0-10mA，持續時間1ms)以便通過刺激電極刺激神經。刺激隔離器所遞送的電流由于通過鹽水的平行電導或許比通過神經的真實電流大得多。在神經中產生的復合動作電位是用一對記錄電極998a、998b探測的，而且是以增益104放大的。在中心孔中，神經被放置在小玻璃臺上，以致它沒有浸沒在鹽水溶液中。在解剖和數據收集期間，神經用鹽水保持潮濕。
圖28A和28B舉例說明依照本發明的優選實施方案在一個試驗里的電位和神經的光學法實測位移。在電信號中時間零點處的尖峰是人為刺激造成的。它后面跟著一系列描述神經束中多個軸突的動作電位的峰。光學信號展示高度大約為5nm、FWHM持續時間大約為10ms的峰，其方向對應于上表面位移。光學信號展示單一的峰，而不是像電信號那樣多個尖峰；這可能是由于位移信號的單相(單一符號)特性造成的。位移測量的rms噪聲對于1kHz帶寬大約為0.25nm。
位移是在大約一半神經標本中觀察到的而且對于5mA刺激振幅從0nm變化到8nm。大的易變性可以反映出在神經本身或準備程序方面的差異。相似的位移振幅也已經有使用螃蟹和小龍蝦的神經的報告。在使用光學杠桿的龍蝦神經膨脹最新研究中大約～10次較小的位移被觀察到，這可能反映技術的人為現象。
為了控制諸如來自歐姆加熱的熱膨脹之類由于刺激電流造成的神經加熱的人為現象，單一神經的峰值電信號和位移信號是在改變刺激電流時測量的(如圖29所示)。電信號和位移信號呈現幾乎同一的閾電流(大約1.5mA)和飽和電流(大約5mA)，從而暗示觀察到的位移與動作電位相關聯。相反，歐姆效應將以與電流的二次依存關系為特色而與飽和無關。因此，依照本發明的優選實施方案提供能控制人為刺激的神經位移研究。優選的實施方案包括完成首次非接觸式的和首次干涉測量法的神經膨脹測量的外差低相干性干涉儀。依照本發明的優選實施方案，神經膨脹的生物物理機制能就個別的軸突成像和分析。雙光束低相干性干涉儀可能在測量活細胞的納米級的運動方面有許多其它的應用。其它的實施方案能包括以干涉儀為基礎探測與動作電位相關聯的單一神經元的機械改變的顯微鏡。相關的干涉測量法也用來測量在被培養的單層細胞中細胞體積的改變。
圖30依照本發明的優選實施方案，舉例說明雙光束干涉儀的掃描系統的光學設計。安裝在機動化檢流計1024、1030上的反射鏡被放置在成像系統的傅立葉平面并且允許光束以不變的角度掃過樣品。反射鏡以大約30Hz、1-2度振幅(在樣品上50-100nm)掃描。檢流計可以按Lissajous圖1052被設置光柵或掃描。
圖31舉例說明依照本發明的優選實施方案檢流計位置和使用Lissajous掃描從空白蓋玻片收集的相位數據。總視場大約是100微米。垂直軸是實測的相位。噪聲輪廓是在1kHz上大約25mrad。
圖32A和32B舉例說明依照本發明的優選實施方案回射的相位圖像和強度(振幅)圖像的彩色映射圖。光束掃描數據是從空白蓋玻片收集的。噪聲輪廓是在1kHz上大約25mrad。功率由于當光束離開光軸移動的時候發生的未對準和修剪在中心最高。圖像中的黑點對應于用Lissajous圖不被訪問的象素。
圖33示意地舉例說明借助本發明的實施方案解決的聚焦問題。細胞2002放置在雙光束顯微鏡的玻璃蓋玻片2004上。實線代表聚焦在玻璃上表面和細胞上的光束。虛線代表從玻璃的底面反射的光束。相位-基準干涉測量系統是依照本發明優選實施方案的雙光束干涉測量法，并且需要不僅收集從興趣樣品散射的光波而且也收集來自位于樣品前面的固定的基準表面的反射。樣品和基準不同的軸向位置應對有效地同時收集基準和樣品兩者的散射，尤其是對于高數值孔徑的光學系統。焦點問題的兩種解決辦法是由優選實施方案之中允許在數值孔徑為0.50的情況下有效地收集樣品和基準的光波的兩種系統提供的。首先，雙焦透鏡系統通過把數值孔徑分為通過雙焦點光學元件中曲率不同的部分的邊緣光線和近軸光線把樣品表面和基準表面同時帶進焦點。雙焦元件能通過在平凸透鏡的凸面上磨平中心區域構成。把雙焦透鏡放置在顯微鏡的傅立葉平面附近允許經由用于樣品成像的反射鏡檢流計的光束掃描。
圖34舉例說明依照本發明優選實施方案的雙焦透鏡設計。把雙焦透鏡放在物鏡前面而不是后面是比較容易的。所述實施方案使平移變得容易。
圖35舉例說明依照本發明的優選實施方案的雙焦透鏡系統的另一種設計。雙焦透鏡系統2050通過把雙焦透鏡放在成像系統的傅立葉平面或該平面附近允許光束掃描。光束2068是近軸光束，而光束2070是邊緣光束。所述光學性質對一階傾斜光束是不變的。
圖36舉例說明透鏡f3(雙焦點的)和f2之間的最佳距離的計算，以致在物鏡后面的兩個焦距之間的間距依照本發明的優選實施方案等于Δ＝100微米。所述光學設計是通過光線跟蹤提供的。
圖37舉例說明依照本發明優選實施方案的雙焦透鏡的制造。雙焦透鏡能通過拋光平凸透鏡的中心部分制作。除去非常小的玻璃厚度(大約2-10μm)。小的改變導致信號和基準之間的路徑長度差。
圖38舉例說明當物鏡依照本發明的優選實施方案向玻璃蓋玻片掃描的時候通過光循環器的實測回射強度。來自背面和正面的反射被分開大約100微米。沒有重疊并因此沒有干涉。
圖39就依照本發明的優選實施方案有來自反射鏡的單一反射的雙焦透鏡而言舉例說明回射強度與物鏡焦點位置之間的關系。使用雙焦透鏡f3，(當物鏡位置被掃描時)來自反射鏡的單峰被一分為二，對應于以不同的物鏡焦點位置在反射鏡聚焦的近軸光束和邊緣光束。峰之間的間距取決于透鏡f2和f3之間的距離。在本實施方案中，間距是大約100微米。
圖40舉例說明依照本發明的優選實施方案在有雙面蓋玻片反射的情況下使用雙焦透鏡時的回射強度和物鏡焦點位置之間的關系。這張圖將早先的兩張圖放在一起，提供四個主峰和幾個較小的峰。
圖41舉例說明依照本發明的優選實施方案當f2和f3之間的距離被調節到與前后玻璃表面之間的間距相匹配的時候回射強度和物鏡焦點位置之間的關系。邊緣光線在后背面上聚焦，在相同位置近軸光線在前背面上聚焦。這提供可以在中心見到的大峰。
圖42舉例說明由于依照本發明的優選實施方案近軸光束和邊緣光束的耦合產生的額外的較小的峰。這些額外的峰能通過在中途精確地發生在兩個峰之間的從近軸向邊緣光束耦合得到解釋。額外的峰的振幅高度地取決于光學對準并且能通過微調光學系統被減到最小并優選被消除。
圖43A舉例說明依照本發明的優選實施方案作為集成元件的有基準表面的雙光束探頭。該探頭由光纖準直儀2382和折射率漸變(GRIN)透鏡2390組成。GRIN透鏡的無涂層的后表面提供基準反射。由于不需要分開的基準表面，所以該探頭非常適合于活體內應用。為了完成二維相位成像或三維共焦相位成像，該探頭可能被裝在快速掃描壓電轉換器上。所述實施方案提供容易用于位移測量的預先對準的光纖探頭。該探頭有高數值孔徑(NA)，在大約0.4-0.5的范圍內，提供從散射表面有效的光波聚集。整體基準表面解決景深造成的問題。所述優選實施方案的探頭代替復雜光學器件的集合而且適合于活體內使用。
圖43B舉例說明的是光纖型雙光束干涉儀探頭2381的另一個優選實施方案。在這個例子中，基準反射是由光纖夾層末端2385提供的。在這種情況中，末端2385被拋光成與光纖軸成直角。光纖2383安裝在插進外殼2387的玻璃套環2389中。光纖末端2385發出的光波是用折射率漸變(GRIN)透鏡聚焦的，在這個例子中該透鏡有大約0.29或0.3的節距。被校直光纖的有近似等于3.5的放大倍數M，以使光纖(NA＝0.13)和GRIN透鏡(NA＝0.50)的數值孔徑相匹配。光束聚焦在樣品上，在這個例子中樣品距探頭的遠端表面大約300微米。
圖43C是來自鼠海馬培養物的兩個神經纖維(軸突或枝晶體)的明視場顯微鏡圖像。圖43D是作為使用雙焦雙光束顯微鏡掃描樣品實測的位置函數的外差信號振幅的表達。
圖43E是在圖43D中見到同一樣品的反射相位圖像。
圖44是依照本發明的優選實施方案用來研究在動作電位期間在神經中觀察到的位移效應的幾何學的雙光束探頭的示意圖2400。通過改變探頭的角度，能測量不同方向的位移。
圖45舉例說明依照本發明的優選實施方案能通過掃描探頭或樣品用于成像的雙光束探頭系統。為了避免引進由于樣品運動造成的人為現象，掃描探頭是優選的。探頭由于它的重量輕(大約2-3克)能被非常快地(大約1kHz)掃描。因為基準表面被集成在探頭中，(強度和相位兩者的)三維共焦成像是可能的。列舉的雙重光束探頭系統能測量透射或反射。優選的實施方案包括掃描型雙光束探頭顯微鏡，所以物鏡到樣品的距離是高度穩定的。
圖46A-46C分別舉例說明依照本發明的優選實施方案使用雙焦點的雙光束顯微鏡從放在有防反射涂層的玻璃蓋玻片上的干燥的人類面頰上皮細胞(或兩個重疊細胞)獲得的強度圖像、反向散射光波的實測相位圖像和明視場圖像。這些圖像是通過掃描有電動平移裝置的顯微鏡載物臺產生的。圖46A和46B的圖像(水平方向130微米×垂直方向110微米的視場，掃描是100×100象素)分別顯示外差信號的振幅和相位。圖46C是同一面頰細胞的明視場圖像(視場大約為60微米×40微米)。該相位圖像顯示少于一個波的對比這可能反映由于與玻璃基體接觸幾乎平坦的細胞下表面的形貌。
圖46D-46G舉例說明圖43舉例說明的雙光束顯微鏡的輪廓曲線測定能力，25毫米焦距的平凸透鏡的凹面如圖46E所示被放到蓋玻片上，所述蓋玻片的頂部有防1.5微米波長反射的涂層。圖46D舉例說明透鏡中心部分的強度圖像。圖46F是反射光波的相位映射圖。圖46G舉例說明相位圖像的橫截面，相位通過二次擬合展開。二階項的系數對應于與已知的透鏡表面曲率一致的11.7毫米的曲率半徑。在強度圖像和相位圖像中的邊遠點可能是透鏡上的塵粒或凹陷造成的。
圖47A-47E舉例說明移相干涉測量法的原理，包括干涉圖和依照本發明的優選實施方案收集諸如相位步進(圖47B和47C)和桶式積分(圖47D和47E)之類畫面的不同方法的示意圖。該方法包括調制相位、記錄三個畫面的最小值和計算光學相移。
圖48A-48C舉例說明依照本發明優選實施方案的頻閃式外差干涉測量系統的原理。為了給出非常低的相位噪聲，這個系統包括導致除了桶式切換涉及相關的噪聲基準外差信號以外類似于桶式積分的連續相位斜升的聲光調制。反之，頻閃式外差干涉儀提供連續的測量，因為沒有機械式反射鏡位移造成的停頓。
圖49舉例說明依照本發明的優選實施方案的頻閃式雙光束外差干涉儀2570的示意圖。來自雙光束干涉儀的光波被準直然后進入光電偏振調制器2594。光波從分光鏡2582反射出來，通過呈望遠鏡配置的兩個透鏡2580、2576(f1和f0，物鏡)，然后作為準直光束照射樣品。來自樣品(例如，細胞2573)和蓋玻片后表面的回射光波被物鏡和f1收集到CCD 2586上。透鏡f1被調整到距CCD一個焦距和距傅立葉平面(FP)2578一個焦距。物鏡f02576同樣是距傅立葉平面一個焦距和距樣品一個焦距。光電偏振調制器與在CCD前面的偏振片2584組合充當快速的光學開關。光電偏振調制器是依照作為來自雙光束干涉儀中的基準間隙的外差信號的基準信號的相位實施門控的。820nm的SLD被用于優選實施方案。樣品2573上的光波被準直，因此預先排除任何焦點問題。
圖49B和49C舉例說明依照本發明的優選實施方案展示圖43所示的雙光束探頭聚焦在靜止的玻璃表面上造成的相位噪聲的數據。
結合圖26展示和描述的系統向嘗試在典型的例子中把光波聚焦在被軸向分開大約100微米的反射表面和樣品上提出挑戰。在數值孔徑＞0.1的情況下，這比景深大得多。改變雙焦光學系統或探頭設計解決這個問題是可能的，然而，雙焦系統通常有采用高數值孔徑物鏡時變得更差的低收集效率，而且來自透鏡離軸部分的繞射能產生邊緣效應。探頭設計受表面基準與樣品分開和NA在采用GRIN透鏡時被限制在0.5這一事實的限制。
圖50A舉例說明的是來自兩條路徑的光波在被引到樣品上之前先沿著共向光程合并的系統2700。來自路徑1的光波聚焦在表面1上，而來自路徑2的光波聚焦在表面2上。
把這個特征并入的干涉儀被展示在圖50B的雙光束系統2800中。系統2800有光源2801，兩個移動反射鏡2803、2805和把來自兩條路徑的光波引向樣品2807表面和基準2809表面的偏振分光鏡2811。偏振組份的方向被清楚地展示在圖50C中。干涉儀的每個臂被引到一個表面上。光波因此被更有效地使用。光束被分開聚焦，沒有來自雙焦透鏡的邊緣效應。不存在由此產生的數值孔徑方面的折衷，而且該系統交易能被配置在自由空間中不需要光纖耦合，除了非必選地來自光源的光纖耦合之外。這能改善光波收集效率。
使用空間光波調制的定量相襯顯微鏡另一方面，本發明提供把相襯顯微鏡與和相移干涉測量法結合起來的顯微鏡系統和方法。本發明的系統和方法能應用于透射幾何學和反射幾何學。在各種不同的實施方案中，所述方法和系統把共向光程用于不同空間頻率的波并且偏移發源于樣品上同一點的不同空間頻率的波之間的相位。
光學領域的相位多年來已被用來提供許多應用中需要的子波長準確性。例如，作為本質上弱的散射體的生物學系統通過使用相襯顯微鏡的原理已變成看得見的。干涉測量法是一種獲取相位信息的途徑，所以，在過去的數年中以重新獲得與樣品相關聯的相位為目的已開發了各種不同的干涉測量技術。諸如相襯和Nomarski顯微鏡之類的技術雖然非常有用而且是流行的方法，但是僅僅使用光學相位作為反襯工具，不提供關于其它大小的定量信息。
另一方面，移相技術能夠定量地確定相位信息，而且各種不同的干涉測量方案在過去的數十年中已被提出。以偏振光學為基礎的差動相襯技術已經與通常的光學相干性斷層攝影術對接。桶式集成技術，作為移相干涉測量法的特定情況，也已被用于二維相位成像。然而，大多數這樣的干涉儀需要形成兩個物理上被分開的光束，這使它們易受無關聯的環境噪聲影響。為了主動地消除噪聲，這個問題往往需要特定的措施。鎖相環已被用于這個目的。所需要的是減少或消除來自干涉測量信號的無關聯的噪聲的顯微鏡系統和方法。
本發明的系統和方法使用共向光程使發源于樣品的不同空間頻率的光波相干。在各種不同的實施方案中，本發明提出的系統和方法提供實質上沒有無關聯的環境相位噪聲的樣品相位圖像。除此之外，在優選的實施方案中，本發明的方法在使用低相干性照明光源的時候即使存在相位奇點也能獲得相位圖像。
在各種不同的優選實施方案中，本發明提供對環境相位噪聲不敏感而且能在任意的曝光時間范圍內提供非常精確和穩定的相位信息的儀器。在各種不同的實施方案中，本發明以作為干涉圖的圖像描述為基礎。這種描述的一個例子是阿貝成像理論。圖像平面中的每個點都被看作是相對于光軸以不同角度傳播的波的重疊(干涉)。如果我們把來自樣品的零階散射作為干涉儀的基準考慮，那么該圖像能被看作是零階電磁場和離開光軸傳播的電磁場之間的干涉。
圖51A-5D是這樣的圖像描述的各種不同特征的示意表達。圖51A是由高空間頻率組份1104和零階組份1106形成的干涉圖1102的示意表達1100。圖51B是由低頻組份1114和零階組份1106形成的干涉圖1112的示意表達1110。圖51C是由空間頻率寬廣的光束1124在圖像平面1126的重疊形成的衍射斑1122的示意表達1120。圖51D是由較狹窄的空間頻譜1134在圖像平面1126產生的較寬的衍射斑1132的示意表達1130。除此之外，例如，零階組份和較高階的組份能被看作DC分量和AC分量。
在成像平面中電子場的振幅和圖像平面中的強度能被表示成 Iimage∝cos(1-0) (51)其中Eimage代表光波在成像平面上某點的電場振幅，代表光波的相位，Iimage代表光波在成像平面上某點的強度，而其中的下標0和1分別代表用于方程式50-56中的零階組份和高階組份，例如，單一的振幅已被考慮。方程式51舉例說明對于在樣品上與π相比較很小的相位變化Δ＝1-0，圖像平面中的強度緩慢地改變，這等于說圖像缺乏反差。然而，通過把零階相位0偏移π/2，圖像強度分布能被表示成Iimage∝sin(1-0) (52)方程式52舉例說明現在圖像平面的強度在數值Δ＝0的周圍是非常敏感的，相當于該圖像即使對于純粹地調整物體相位也呈現明顯的反差。
除了改善強度反差之外，偏移零階光波組份的相位也能提供關于該物體的相位分布的定量信息。例如，考慮將零頻率組份的相位偏移能被可控制地改變的數量δ。在圖像平面中任何點(x，y)的總電場E(x，y)image和強度Iimage(x，y，δ)能用下式表示，從而記住零階電磁場在圖像平面上是不變的 其中I0是與低頻組份相關聯的強度，I1是與高頻率組份相關聯的強度。
在此，我們一般地提到來自樣品的光波的階次。然而，當使用SLM的時候，在實踐中，僅僅可控制地偏移來自樣品的光波的零階組份的相位是非常困難的。因此，在優選的實施方案中，我們偏移包含所有零階光波的低頻空間組份的相位。因此，人們將會理解，本發明的系統和方法能通過僅僅偏移零階組份的相位被實踐，而且偏移其它階次的相位不是必需的。
通過改變δ，能獲得Δ(x，y)＝1(x，y)-0和表達式 與樣品相關聯的相位能使用方程式53和54獲得，而這兩個方程式本身使用，例如，總電場E(x，y)的相位表達式。與物體相關聯的相位能用下式表示 在方程式56中，β＝I1/I0而且代表分別與高空間頻率組份和低空間頻率組份相關聯的強度之比。β的數值能被獲得，例如，從四個數值δ下的Iimage(x，y，δ)獲得。
在各種不同的實施方案中，本發明的系統和方法以顯微鏡系統的透射幾何學為基礎。圖52示意地依照本發明以透射幾何學為基礎舉例說明顯微鏡系統1200的一個實施方案。參照圖52，一對透鏡，物鏡透鏡1204和管透鏡1206按透射幾何學使樣品1210在圖像平面P21212成像。透鏡L31214能用于在空間光波調制器(SLM)1216上形成圖像的傅立葉變換。SLM 1216上的中心區域能相對于SLM的其余部分把可控制的相位偏移δ應用于入射光束1220的中心區域而且反射整個入射光束1220。入射光束1220的中心區域對應于用光束內邊界1222描繪的低空間頻率波。外邊界1224舉例說明高頻光束組份的路徑，放大低頻光束組份和高頻光束組份兩者的發散以便被看到。透鏡L31214也能充當4-f系統的第二透鏡，使用分光鏡BS 1232在諸如電荷耦合器件(CCD)之類的探測器1230上形成最后的圖像。
各式各樣的裝置都能用來控制SLM和獲得樣品圖像。例如，在各種不同的實施方案中，計算機1250控制SLM1216的調制從而使δ增加π/2而且優選使探測器1230的圖像采集同步。方程式55的運算能被實時地完成；因此顯示相位圖像的速度在優選實施方案中僅僅受探測器1230的采集時間和SLM1216的刷新率的限制。
各式各樣的照明模式和照明光源能用來為本發明的透射幾何學提供照明1260。該照明能在明視場模式或暗視場模式中完成。除此之外，對所用來源的相干性質沒有特殊的要求。本發明的系統和方法能使用激光、部份相干的輻射或“白”光(例如，來自放電燈)。然而，照明光源應該有好的空間相干性。
如圖52所示，相干的低頻和高頻電磁場是同一光束的組份；并因此分享共向光程。因此，低頻組份和高頻組份以類似的方式受相位噪聲影響，因此本發明的系統的各種不同實施方案能被看作是無光學噪聲的定量相襯顯微鏡。例如，在各種不同的實施方案中，在任意的采集時標范圍內λ/1000的相位靈敏度是可能的。
在各種不同的實施方案中，本發明的系統和方法以適合于顯微鏡系統的反射幾何學為基礎。透射幾何學和反射幾何學之間的差別在于照明幾何學。透射幾何學能被轉換成反射幾何學。
圖53示意地舉例說明依照本發明以反射幾何學為基礎的顯微鏡系統1300的一個實施方案。低頻組份和高頻組份兩者的路徑外邊界為了清楚起見在圖53中未被舉例說明。除此之外，在圖53中光束的發散為了看得見被放大。在各種不同的實施方案，分光鏡BS11301允許第二照明光源1302耦合到該系統之內并提供照明1303。在一個實施方案中，第二照明光源包括超級發光二極管(SLD)。為了避免由于在光程中各種不同界面的反射造成的干涉，諸如SLD之類的低相干性光源是符合需要的。
參照圖53，一對透鏡、物鏡透鏡1304和管透鏡1306使樣品1310在圖像平面P21312成像。透鏡L31314能用來使圖像的傅立葉變換在空間光波調制器(SLM)1316上形成。SLM1316上的中心區域1317能相對于SLM的其余部分把可控制的相移δ應用于入射光束1320的中心區域1318和反射整個入射光束1320。入射光束1320的中心區域1318對應于低空間頻率波。透鏡L31314也能充當4-f系統的第二透鏡，在諸如CCD之類使用分光鏡BS1332的探測器1330上形成最后的圖像。
各式各樣的裝置能被用來控制SLM和獲得樣品圖像。例如，在各種不同的實施方案中，計算機1350控制SLM1316的調制使δ增加π/2而且優選使探測器1330的圖像采集同步。方程式55的運算能被實時地完成；因此顯示相位圖像的速度在優選的實施方案中只受探測器1330的采集時間和SLM1316的刷新率限制。
反射幾何學依照本發明的優選實施方案也能包括諸如在透射幾何學中使用的照明1360。適當的透射照明模式包括但不限于明視場和暗視場模式。如同依照本發明在透射幾何學中那樣，關于照明光源的相干性性質沒有特殊的要求。本發明的系統和方法能使用激光、部份相干的輻射或諸如來自放電燈之類光源的“白”光。然而，照明光源應該有好的空間相干性。
依照本發明在反射幾何學中，相干的低頻電磁場和高頻電磁場也是同一光束的組份并因此分享共向光程。因此，低頻組份和高頻組份以類似的方式受相位噪聲影響，而且本發明的系統的各種不同實施方案能被看作是無光學噪聲的定量相襯顯微鏡。例如，在各種不同的實施方案中，λ/1000的相位靈敏度在任意的采集時標范圍內都是可能的。
在各種不同的實施方案中，本發明提供利用空間光波調制的相襯顯微鏡系統，該系統包括成像組件和相位成像組件。成像組件和相位成像組件能，例如，被獨立地建造，從而使它們更容易用于現有的光學顯微鏡。
被統稱為圖54的圖54A和54B示意地舉例說明將本發明與光學顯微鏡整合的一個實施方案1400。低頻組份和高頻組份兩者的路徑外邊界為了清楚起見沒有在圖54中舉例說明。除此之外，光束的發散在圖54中為了看得見被放大。
相位成像頭1450能使用，例如，顯微鏡的視頻輸出與光學顯微鏡1410對接。光學顯微鏡1410包括能操縱光波使之從樣品1420到顯微鏡視頻輸出的一對透鏡L11412、L21414和反射鏡1416。通常，一部分光波被分光鏡1424引向為了供人類眼睛1430觀看將光波聚焦的目鏡1426。
相位成像頭1450包括用來在空間光波調制器(SLM)1456上形成圖像的傅立葉變換的透鏡L31454。SLM1456的中心區域能相對于SLM的其余部分把可控制的相移δ應用于入射光束1460的中心區域并反射整個入射光束1460。入射光束1460的中心區域對應于低空間頻率波。透鏡L31454也充當4-f系統的第二透鏡，在諸如CCD之類使用分光鏡BS 1472的探測器1470上形成最后的圖像。
SLM的控制和樣品的圖像采集可以被完成，例如，使用控制SLM1456的調制使δ增加π/2并優選使探測器1470的圖像采集同步的計算機1480。計算機可以是獨立的計算機，例如，備有相位成像頭，或者“計算機”能包括依照本發明駐留在與顯微鏡相關聯的計算機上的指令。方程式55的運算能被實時地完成；因此，顯示相位圖像的速度在優選的實施方案中只受探測器1470的采集時間和SLM1456的刷新率限制。
在各種不同的實施方案中，本發明的系統的橫向分辨率能借助4-f系統的擴充得到改善。4-f系統能用于透射幾何學和反射幾何學。除此之外，4-f系統能用于包括標定系統的系統。4-f系統使利用對圖像完成的其它傅立葉操作變得容易。
圖55示意地舉例說明本發明方法利用4-f系統的系統1500和方法的一個實施方案。該4-f系統包括一對透鏡L41504、L51506，而且能包括空間濾波器F 1508。空間濾波器F 1508提供個別空間頻率的振幅控制。與依照本發明由SLM提供的相位控制相結合，所述振幅控制使，例如，研究細胞里面的小細胞器變得容易，因為高頻組份的增強能改善對比度。人們能想象空間濾波器F能優先衰減某些空間頻率的其它應用。
4-f系統能被加到本發明的各種不同的透射幾何學實施方案和反射幾何學實施方案上。反射光源(例如，圖53中的第二照明光源1302)能很容易地依照本發明被原本熟悉這項技術的人使用本發明提供的揭示加到圖55的實施方案中。
用于利用空間光波調制的相襯顯微鏡的系統和方法有各式各樣的應用。例如，這些系統和方法能用來使微米級和納米級的結構成像。重要類別的應用在于研究細胞間和細胞內的組織、動力學和行為。通過將共向光程用于低頻組份和高頻組份提供的穩定性，以及按透射模式和反向散射模式完成測量的能力使本發明的各種不同的優選實施方案適合在延長的時間周期(從幾個小時到數天)里研究單一細胞和細胞全體。因此，在各種不同的實施方案中，本發明的優選實施方案提供的相位成像被用來提供關于細胞的緩慢動態過程的信息，例如，活細胞在從有絲分裂到細胞死亡的生命周期中的大小和形狀變化。
在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統被用來以納米精度研究細胞在分裂之后的分離過程和提供關于細胞膜的尺寸、性質或兩者的信息。近來已受到特別關注的現象是程序性細胞死亡——凋亡。假定凋亡能在實驗室中受到控制，在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統被用來研究在這個過程中誘發的細胞變形。在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統用來研究和探測各種不同類型的細胞(例如，癌細胞與正常細胞)的生活周期的差異。
人們期望細胞融合層有能導致集體機械行為的某種程度的共有的相互作用。在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統用來研究這種共有的相互作用，例如，通過完成依照本發明獲得的相位圖像的不同點之間的交叉相關。
由本發明的優選實施方案提供的相位成像也能用來提供關于細胞的快速動態過程的信息，例如，對刺激的反應。例如，諸如細胞體積調整之類的過程是活細胞對生物化學刺激的反應。這個反應的時標可能在從數毫秒到數分鐘之間而且應該能使用本發明的系統和方法的優選實施方案非常準確地測量。在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統用來研究細胞對生物化學刺激的反應并且測量細胞結構(例如，細胞骨架)的機械性質。
在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統用來研究有重大意義的細胞結構信息，例如理解細胞中細胞器的轉運現象以及創造人造生物材料。在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統用來研究細胞結構，例如，通過使用機械振動刺激細胞膜并測量細胞膜振蕩的振幅以便，例如，使它們與細胞機械性質和細胞物質發生關系。傳統上，使用磁性的或捕集的珠子來刺激這種運動。在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統用來使用磁性的或捕集的珠子刺激機械振動、毫微微秒激光脈沖的光子壓力引起機械刺激或兩者來研究細胞結構。
一類重要的應用是研究胞內組織和細胞器動力學。在各種不同的優選實施方案中，本發明的方法和系統用來研究各種不同的粒子在細胞里面的轉運。
除了生物學研究的多樣性之外，本發明的優選實施方案還適合工業應用，例如，研究半導體的納米結構。半導體工業缺乏在納米級加工過程中晶片質量的可靠的快速檢驗。在各種不同的實施方案中，本發明的方法和系統用來提供關于半導體結構的納米級信息，例如，以定量的方式。在優選的實施方案中，納米級信息擁有大約一秒的測量結果。
圖56示意地舉例說明依照本發明利用空間光波調制(SLM)的相襯顯微鏡系統1600的一個實施方案。以1600舉例說明的系統能使用反射幾何學和透射幾何學。除此之外，該系統擁有標定子系統。
參照圖56，一對透鏡、物鏡透鏡L11607和管透鏡L21606使樣品1610使用反射鏡1613在平面P 1612成像。成像可以是使用透射幾何學完成的，例如，通過光纖耦合器(FC)1614和來自第一照明光源1620(在這里被舉例說明為氦氖(HENE)激光源)的第一光纖1616光波與樣品1610耦合。成像也能使用反射幾何學完成，例如，通過FC 1614和第二光纖1622耦合來自第二照明光源1624(在這里被舉例說明為SLD)的光波再使用第一分光鏡1626把來自第二照明光源1624的光波引到樣品1610上。
透鏡L31630用來在第一空間光波調制器(SLM)1632上形成圖像的傅立葉變換。SLM1632用來把可控制的相位偏移δ加到入射光束1634的中心區域。在一個實施方案中，透鏡L3充當4-f系統的第二透鏡1630使用第二分光鏡1638在第一探測器1636(在這里被舉例說明為CCD)上形成最后的圖像。在一個實施方案中，圖56所示的系統進一步包括第二個4-f系統，例如，在圖49中示意地舉例說明的。圖50的系統也包括用來標定SLM的標定子系統。標定光波的路徑是用虛線1640示意地舉例說明的，而照明光波和成像光波的路徑是用實線1642示意地舉例說明的。標定子系統使用一對透鏡L41652和L51654(形成光束擴張器)收集一部分來自第一分光鏡1626的光波并且通過能用來在相位模式和振幅模式之間切換SLM操作的偏振片Pc1656傳送該光波。為了標定，SLM1658按振幅模式從頭到尾掃描從0到2π的相位偏移，因此產生的移相光波當它通過偏振片返回的時候被衰減。然后，光波通過透鏡L61660被收集起來并且在探測器1664上聚焦。
多種裝置和方案能用來控制圖50的系統和標定相位圖像。在一個實施方案中，第一控制單元PC11670被用于借助第一探測器1636的圖像采集，而第二控制單元PC21672用來控制第一和第二SLM1632、1658和通過示波器1674收集來自探測器1664的數據。控制單元PC1，PC2可能是分開的單元或單一單元。例如，PC1和PC2可能是分開的計算機或同一臺計算機，所述的控制單元可以包括適合實現控制單元的功能的模擬和/或數字電路。
在各種不同的實施方案中，本發明的系統和方法包括例如使用微透鏡的動態焦點。在各種不同的實施方案中，本發明的系統和方法包括平行的焦點以便，例如，使樣品上的兩個或多個點同時成像。在各種不同的實施方案中，本發明的系統和方法包括適合于，例如，在深度方面同時訪問幾個點的相干函數。
本發明利用空間光波調制的相襯顯微鏡系統能按兩種模式操作。在第一種模式(此后被稱為“振幅模式”)中，獲得傅立葉濾波并完成標定。在第二種模式(此后被稱為“相位模式”)中，重建光波的波陣面并完成相位成像。
在各種不同的實施方案中，在“相位模式”中，沒有在SLM前面的偏振片，而且光波對準SLM的快速軸。入射光波是被移相，例如，按照在SLM上編址的數值。
在“振幅模式”中，偏振片放在SLM的前面。SLM上的入射光波是被移相位(如同，例如，在“相位模式”中那樣)，而且偏振是旋轉的。當光波從SLM反射的時候，它通過偏振片返回，而且該信號被衰減。因此，在振幅方面有基于SLM相移的標定減少。
圖57A和57B示意地舉例說明在振幅模式1700和相位模式1750中在圖像的象素上的光電效應，其中Ei1702、1752是入射波陣面的電場發射，s軸1704、1754是SLM的慢速軸，而f軸1706、1756是SLM的快速軸。
圖58A-58C是SLM操作模式的各種不同實施方案的方框圖1800、1850、1855。圖58A舉例說明用于相位成像的設置的正常操作模式而且描述SLM操作。RGB 1802是控制單元(例如，計算機)獲得的灰度值，它控制SLM(RGB到是在標定中確定的)。RGB被轉換成電壓而且用來確定象素在SLM1804上的地址。該電壓被加到，例如，SLM上的液晶上，把相位偏移給予入射光波1806。標定結果能在振幅模式中獲得。圖58B舉例說明發生在標定中的轉化。強度是作為灰度圖像的函數使用探測器1852(例如，光電探測器)獲得的。然后，作為灰度圖像的函數的強度被作為灰度的函數1854轉換成相位。圖58C舉例說明控制-相位模式而且舉例說明在各種不同的實施方案中標定結果(灰度)是怎樣變成SLM控制和SLM引起的實際相移之間關系的。從此，例如，人們能制訂用于該儀器的標定查詢表。然后作為灰度的函數的相位被用來產生灰度圖像1856(例如，用于計算機上的顯示器)并且與SLM所引起的相移1858相關聯。
圖59是對按振幅模式操作的儀器獲得的標定曲線1900的例子。標定曲線1900是以弧度為單位的相移1902隨以RGB數值為單位的灰度1904變化的曲線。所獲得的合量曲線1906以標定查詢表的格式展示SLM的計算機控制和SLM引起的實際相移之間的關系。圖59能作為標定查詢表。曲線1906中的分離點1908是相位的重疊。
實施例提供了一些依照本發明使用透射幾何學的實施例和一些依照本發明使用反射幾何學的實施例。出現在，例如，在圖62-66B中的旋轉展開記號法表明2π模糊度已被消除。
實施例1標定樣品的相位成像在這個實施例中，標定好的樣品已被研究并且舉例說明本發明能以納米(nm)刻度提供定量信息。樣品由玻璃基體上的金屬沉積物組成，然后被蝕刻。金屬沉積物圖案呈數字“8”的形狀而且金屬層的厚度是用顯微光波干涉儀實測的大約140nm。
圖60A-60D展示使用反射幾何學的系統以四種不同的相移δ獲得的圖像。圖60A是δ＝0的圖像2000；圖60B是δ＝π的圖像2200；圖60C是δ＝π/2的圖像2400；而圖60D是δ＝3π/2的圖像2600。
圖61示意地舉例說明電場矢量E 2102和該電場的高頻波矢量組份EH和該電場的低頻波矢量組份EL之間的關系2100。如圖61所示，Y軸2110和X軸2112代表CCD象素尺寸。相位是物體的“真實”相位。
圖62是使用數據(例如，圖60A-60D中舉例說明的數據)和方程式55產生的標定樣品2200的圖像。在圖62中，Y軸2202和X軸2204兩者都以CCD上的象素為單位。圖62右邊的標尺2206代表以弧度為單位Δ。
圖63是使用依照本發明的系統和方法標定的樣品2300的相位圖像。圖63是使用方程式56和數據(例如，圖62舉例說明的數據)產生的。圖63也能使用方程式55和56和數據(例如圖60A-60D舉例說明的數據)產生。Y軸2302和X軸2304都以在CCD象素為單位而垂直的標尺2306以nm為單位。
如圖63所示，人們能看到沉積金屬圖案2310的高度已被正確地恢復，以舉例說明本發明的系統和方法提供定量特征信息的能力。相位圖像2300中存在的噪聲主要是由用于記錄的低質量(8位)照相機造成的。
實施例2相柵的相位成像圖64展示使用透射幾何學獲得的有名義上10微米寬和名義上266nm深的溝槽的相柵的相位圖像2400。在圖64中，Z軸2402以nm為單位，Y軸2404和X軸2406以CCD象素為單位。垂直標尺2408也以nm為單位并且是為了進一步幫助依據相位圖像2400確定深度(Z軸尺寸)而提供的。
實施例3洋蔥細胞的相位圖像在這個實施例中，洋蔥細胞是依照本發明使用透射幾何學相位成像的。洋蔥細胞的強度圖像2500被展示在圖65中以便與在圖66中展示的相位圖像2550進行比較。在圖65和圖66中，y-軸2502、2552和x-軸2504、2554都以CCD象素為單位。圖66中的標尺2556以nm為單位。
強度圖像(圖65)代表在低頻組份和高頻組份之間沒有相位偏移δ＝0的情況下取得的第一幀。如比較圖65和圖66所示，常規顯微鏡(強度)圖像相對于依照本發明獲得的相位圖像有非常低的反差。如同在圖66中見到的那樣，在相位圖像中反差被大大提高，在這種情況下，精細得多的細胞結構能被區分開。除此之外，相位圖像中的信息被定量到納米水平的精度而且能根據電磁場通過該細胞的光程長度換算。這個類型的信息代表不僅與常規光學顯微鏡有關而且與傳統的相襯和Nomarski顯微鏡有關的很大的改進。
本發明的優選實施方案包括使用相干分解把低相干性光學像場分解成兩個能被可控制地相對于對方偏移相位的不同的空間組份以開發相位成像儀器。這種技術把典型的光學顯微鏡轉變成以高準確性和λ/5500的靈敏度為特色的定量相襯顯微鏡。在活的生物細胞上獲得的結果暗示依照本發明的優選實施方案的儀器對于定量地研究生物學結構和動力學有很大的潛力。
相襯和差動干涉對比(DIC)顯微鏡能夠提供透明生物結構的高反差強度圖像，無需樣品準備。在光波相位中編碼的結構信息通過干涉過程被重新獲得。然而，盡管兩種技術都揭示橫斷(x-y)平面中的樣品結構，但是在縱軸(z)上提供的信息在很大程度上是定性的。
如同本文在前面描述的那樣，移相干涉測量法已經在相位樣品的定量度量衡學中使用相當長的時間，而且各種不同的干涉測量技術已經被提出。由于空氣波動和機械振動自然地出現在任何干涉儀中的相位噪聲使與光學領域相關聯的相位的定量恢復變成實踐中的具體挑戰。優選的實施方案包括相關的波長以便克服這個障礙。
此外，已經為全場相位成像以耗時的數字計算為代價推薦以輻射照度遷移方程為基礎的非干涉測量技術。和激光輻射一起使用空間光波調制以獲得λ/30靈敏度的相位圖像。自動移相的數字式記錄干涉顯微鏡(DRIMAPS)是利用傳統的干涉顯微鏡提供生物樣品的相位圖像的方法。雖然在DRIMAPS中沒有采取預防最終限制任何相位測量技術的靈敏度的相位噪聲的措施，但是這個儀器應用于細胞生物學的潛力已被證實。
本發明的優選實施方案包括作為用于生物學研究的新儀器的低相干性相襯顯微鏡(LCPM)。這種技術把傳統的光學顯微鏡轉變成以非常好的準確性和極低的噪聲為特色的定量相襯顯微鏡。這項技術的原理依賴相干分解把與光學圖像相關聯的電磁場分解成它的空間平均的和在空間上變化的電磁場，這些電磁場能可控制地相對于對方移相。令E(x，y)是假定在整個空間域上靜止的復數像場。這個場能被表示成E(x，y)＝E0+E1(x，y) (57)
其中E0是空間平均值，E1是E在空間變化的組份。因此，任何圖像都能被視為平面波(平均電磁場)和空間上變化的電磁場之間的干涉現象的結果。人們應該注意到，作為中心正確定理的結果，E0和E1能在圖像的每個點中被比作電磁場E的零-和高-空間頻率組份。所以，這兩個空間組份能通過完成傅立葉分解很容易被分開和被獨立地進行相位調制。
實驗組件是在圖67中描繪的。倒裝顯微鏡(Axioert35，ZeissC0.)用來使樣品在圖像平面IP成像。由超級發光二極管發出的低相干性電磁場(中心波長在范圍800-850中，例如，λ0＝824nm、帶寬Δλ＝21nm，或者作為替代λ0＝809nn、Δλ＝20nm)被用于透射法。為了保證照明電磁場的全空間相干性，光波被耦合到單模光纖之中而且隨后用光纖準直儀準直。從圖像顯現出來的光線痕跡用點線和連續線分別表示對應于電磁場E0和E1的不偏斜光波和高空間頻率組份。為了把像場分解成方程式57中描述的組份，傅立葉透鏡FL(50cm焦距)被放在距圖像平面IP焦距的地方。人們在圖67中能看到，在IP處形成的顯微鏡圖像似乎是用作為用于照明的光纖末端的顯微鏡圖像的虛擬點光源(VPS)照明的。所以，為了在FL的后焦平面獲得像場的精確的(相位和振幅)傅立葉變換，校正透鏡CL被放置在平面IP處。CL的焦距是這樣的，以致VSP在無限遠處成像；因此，樣品的新圖像保持它的位置和放大倍數，而且它似乎是用平面波照明的。在FL的傅立葉平面中，零空間頻率組份E0在光軸上聚焦，而高頻組份E1是離軸分布的。為了控制E0和E1之間的相位延遲，可編程的相位調制器(PPM)(Hamamatsu Co.)被放在傅立葉平面之中。PPM由光學編址的二維液晶陣列組成，它由于雙折射性質在其表面反射的光波的相位范圍內提供精確控制。在PPM表面上最小的可設定地址的面積是20×20μm2或作為替代是26×26μm2，而相位控制的動態范圍在一個波長或2π范圍內是8位。該PPM能以空間分辨方式修正入射電磁場的相位(操作的相位模式)或振幅(振幅模式)，取決于偏振片P相對于液晶主軸的取向。被PPM反射的光波通過FL往回傳播，并且在分光鏡BS上反射之后被放在IP的共軛位置的CCD收集。因此，在缺乏PPM調制時，在IP處圖像的精確的相位和振幅復制品被CCD記錄。高空間頻率組份的相位是按四個π/2增量連續地增加的，而且由此產生的輻照度分布能用CCD記錄。PPM上的相位調制和CCD的采集速率是靠使用，例如，LabVIEW(美國國家儀器公司)的計算機PC同步的。使用標準的4-幀相移干涉測量法，E1和E0之間的相位差Δ能被測量。它能被展示作為重要數量與像場相關聯的空間相位分布有如下的表達式。
φ(x,y)=tan-1[β(x,y)sin[Δφ(x,y)]1+β(x,y)cos[Δφ(x,y)]]---(58)]]>在方程式58中，因子β代表兩個電磁場組份的振幅比，β(x，y)＝|E1(x，y)|/|E2|。參數β被測量，從而與π/2波平面(振幅模式)一樣操作有選擇地完成兩個空間頻率組份濾波的PPM。因此，使用方程式58，給定的透明樣品的空間相位分布能被唯一地重新獲得。傅立葉平面中同軸調制面積的最佳數值被發現是160×160μm2，而在同一平面與光學系統相關聯的基于FWHM強度的衍射斑點有大約100μm的直徑。由于方程式58的數字計算事實上是刻不容緩的，所以相位圖像重新獲得的速度只受PPM的刷新率限制，該刷新率在一個實施方案中是8Hz。然而，總的技術速度能通過使用諸如鐵電液晶之類其它的空間調制器被潛在地增加。
為了證明它實現定量相位成像的潛力，LCPM技術被應用于研究各種不同的標準樣品。圖68A和68B展示從聚苯乙烯微球成像獲得的這種測量結果的實例。粒子直徑是由制造商(DukeScientific)提供的3±0.045μm。為了更好地模擬透明的生物樣品，球體浸沒在100％丙三醇中然后被夾在兩個蓋玻片之間。在粒子和周圍介質之間實現的折射指數差是Δn＝0.12。在沒有PPM上的調制的情況下，獲得圖68A展示的典型的透射強度圖像。人們能看到這幅圖像的反差由于樣品的透明度非常不令人滿意。圖68B展示用上述的程序大綱獲得的LCPM圖像。在這里，所獲得的反差實質上是比較高的，而第三維(Z軸)提供關于樣品厚度的定量信息。使用通過圖68B展示的球體中心的輪廓描繪，從對應的直徑獲得的數值是2.97±7.7％，這與制造商指出的數值很好地一致。現有的誤差可能是光束質量不完美和溶液中存在的潛在雜質造成的。
LCPM工具被進一步用來形成活生物細胞的相位圖像。圖69A展示HeLa癌細胞有絲分裂最后階段的定量相位圖像。人們應該注意到，細胞被培養介質包圍著，在成像之前生活在典型的培養條件下沒有任何附加的準備。先前已指出經過生物細胞傳播的電磁場累積的相位延遲與細胞的非水質量成比例。因此，定量的相位圖像應該在諸如有絲分裂、細胞生長和死亡之類各種不同的細胞生理學階段的細胞運動學自動分析方面找到重要的應用。
全血涂片的相位圖像被展示在圖69B中。樣品是通過簡單地把一小滴健康志愿者的新鮮全血夾在兩個蓋玻片之間制備的。人們能看到紅血球(RBC)眾所周知的扁圓形狀被恢復。考慮血色素相對于血漿的折射指數的簡單分析很容易提供關于細胞體積的定量信息。RBC分析中的這種細節水平當前僅僅適用于電子和原子力顯微鏡。非侵入的光學技術有可能提供病理快速篩選程序，因為眾所周知的是RBC形狀往往是細胞健康的好指標。除此之外，這項依照本發明優選實施方案的技術能監測的RBC細胞膜和周圍蛋白質的復雜動態性質，是血液凝結的原因。
為了評估儀器對抗相位噪聲的穩定性并最終定量描述它的靈敏度，使只裝了培養介質(沒有細胞)的細胞容器在100分鐘的時間周期里按15秒的間隔成像。圖69C展示與包含在視場中的某點相關聯的瞬時相位起伏的實例。相位數值是在0.6×0.6μm2的面積上的平均值，它代表顯微鏡的橫向分辨率極限。這些起伏的標準偏差有0.15nm的數值，等價于λ/5500。結果證明LCPM儀器的非凡的靈敏度。表征儀器特色的極低的噪聲能用兩個相干的電磁場在空間上彼此重疊并且受類似的在干涉項中最終被抵消的相位噪聲影響的光程中傳播這一事實解釋。與激光輻射相反，低相干性電磁場的使用有利于該方法的靈敏度，因為在各種不同的組份上的多重反射可能形成的條紋被消除。
因此，本發明的優選實施方案包括以高準確性和λ/5500水平的靈敏度為特征的低相干性相襯顯微鏡。關于活的癌細胞和紅血球的初步結果暗示所述的裝置和方法有潛力變成用于生物學系統的結構和動力學研究的有價值的工具。通過把傳統的光學顯微鏡并入該系統組件，依照本發明的優選實施方案的儀器以高度的多功能性和特別容易使用為特征。
權利要求不應該被錯誤地當作局限于所描述的次序或元素，除非對那種效果另有說明。所以，所有出現在權利要求書及其等價文件的范圍和精神范圍內的實施方案都在本發明的權利要求范圍內。
權利要求
1.一種用來測量經過一部分媒介物的光波的相位的方法，該方法包括下述步驟提供光波的第一波長；沿著第一光程和第二光程引導第一波長的光波，第一光程延伸到要測量的媒介物上，而和第二路徑在路徑長度方面經歷改變；以及探測來自媒介物的光波和來自第二光程的光波，以便測量通過媒介物上兩個分開的點的光波的相位改變。
2.根據權利要求1的方法，其中所述媒介物包含生物組織的樣品。
3.根據權利要求1的方法，進一步包括至少提供光電二極管陣列和與光電二極管耦合的纖維束之一以使樣品的相位在眾多位置同時成像。
4.根據權利要求1的方法，進一步包括頻移第二光程中的光波的步驟。
5.根據權利要求1的方法，進一步包括借助至少兩個光電探測器探測相位變化的步驟。
6.根據權利要求1的方法，進一步包括提供發射第一波長的氦氖激光光源。
7.根據權利要求1的方法，進一步包括提供低相干光源。
8.根據權利要求1的方法，進一步包括提供在基準平面和樣品之間的第一間隙和在第二基準平面和第三基準平面之間的第二間隙。
9.根據權利要求8的方法，進一步包括經歷位移的第一反射表面和與低相干性來源光學耦合的第二反射表面。
10.根據權利要求1的方法，進一步包括使用偏振區分樣品間隙信號和基準間隙信號的步驟。
11.根據權利要求1的方法，進一步包括把樣品放在第一反射表面和第二反射表面之間。
12.一種雙光束測量系統，其中包括光源；把來自光源的光波分成在第一光程上的第一組份和在第二光程上的第二組份的分光鏡；改變第一光程長度的第一活動反射表面；改變第二光程長度的第二活動反射表面；把來自第一光程和第二光程的光波引向要測量的媒介物的合成器。
13.根據權利要求12的系統，其中所述合成器包括偏振光束分光鏡。
14.根據權利要求12的系統，其中所述合成器把來自第一光程和第二光程的光波引向有通過間隙與第二反射表面分開的第一反射表面的基準面。
15.根據權利要求12的系統，其中要測量的媒介物包括放在第一反射表面和第二反射表面之間的組織。
16.根據權利要求15的系統，其中所述的組織包含神經組織。
17.根據權利要求12的系統，進一步包括使來自第一光程的光波聚焦在媒介物的第一側面上而且使來自第二光程的光波聚焦在在媒介物的第二側面上的透鏡系統。
18.根據權利要求1的系統，進一步包括把光波引向第一偏振探測器和第二偏振探測器的第二合成器。
19.根據權利要求1的系統，其中來自第一路徑的光波被引向有第一偏振組份的媒介物和有第二偏振組份的基準面。
20.根據權利要求19的系統，其中來自第二路徑的光波被引向有與來自第一路徑的光波正交的偏振作用的媒介物。
21.根據權利要求20的系統，其中從第二路徑引向基準面的光波與從第一路徑引向基準面的光波正交。
22.根據權利要求15的系統，其中所述組織包括癌組織。
23.根據權利要求12的系統，其中所述光源包括低相干光源。
24.根據權利要求12的系統，進一步包括光纖耦合器。
25.一種用來測量通過一部分樣品的光波的相位特性的方法，該方法包括下述步驟提供分別由第一光源和第二光源產生的第一信號和第二信號，第二光源是低相干光源；沿著第一光程和第二光程引導第一信號和第二信號；改變第一光程和第二光程之間的路徑長度差；產生指示第一和第二信號與它們之間的光程延遲之和的輸出信號；在干涉儀鎖定調制頻率下調制輸出信號；以及借助干涉儀鎖定相位的時間變化確定與樣品相互作用的光波的相位。
26.根據權利要求25的方法，其中第一信號和第二信號是低相干性信號。
27.根據權利要求25的方法，進一步包括通過使用混頻器或鎖定放大器之一解調第一信號。
28.根據權利要求25的方法，進一步包括用電子學方法產生干涉儀鎖定相位。
29.一種用來測量通過一部分樣品的光波的相位的系統，其中包括產生第一信號的第一光源；干涉儀，干涉儀產生第二信號，第二信號具有由于時間延遲與第一信號分開的兩個脈沖的；來自干涉儀與樣品聯系的第一光程，和來自干涉儀與基準面聯系的第二光程；以及探測器系統，該探測器系統測量分別來自樣品和基準面的第一和第二信號和從樣品和基準面反射的光波之間的干涉的第一外差信號；并且探測指示樣品反射相對于基準反射的相位的外差信號的相位。
30.根據權利要求29的系統，其中第一信號是低相干性信號。
31.根據權利要求29的系統，其中第一光源是超級發光二極管和多模激光二極管之一。
32.根據權利要求29的系統，其中干涉儀進一步包括第一路徑和第二路徑，第二路徑有聲光調制器。
33.根據權利要求29的系統，進一步包括包含光學纖維的光路。
34.根據權利要求29的系統，進一步包括有至少5nm帶寬的低相干性信號。
35.根據權利要求29的系統，其中所述系統包括隔震的外差式Michelson干涉儀。
36.根據權利要求29的系統，其中所述的干涉儀進一步包括附著到平移臺上的可控制地調節光程長度差的反射鏡。
37.根據權利要求29的系統，其中所述的探測器系統包括探測來自樣品的反射信號的第一探測器和探測來自基準面的反射信號的第二探測器。
38.一種用來使樣品成像的方法，該方法包括下述步驟照明樣品，源于樣品上的點的光波有低頻空間組份和高頻空間組份；沿著共向光程使高頻率空間組份與低頻空間組份相干以產生第一強度信號；移動低頻空間組份的相位以產生第一相移低頻率空間組份；沿著共向光程使高頻空間組份與第一相移低頻率空間組份相干以產生第二強度信號；移動低頻空間組份的相位以產生第二相移低頻空間組份；沿著共向光程使高頻空間組份與第二相移低頻空間組份相干以產生第三強度信號；移動低頻空間組份的相位以產生第三相移低頻空間組份；沿著共向光程使高頻空間組份與第三相移低頻空間組份相干以產生第四強度信號；至少部份地以第一強度信號、第二強度信號、第三強度信號和第四強度信號為基礎產生樣品上的點的相位圖像。
39.根據權利要求38的方法，進一步包括如下步驟通過對樣品上眾多的點重復權利要求1的步驟，從而產生樣品的相位圖像。
40.根據權利要求38的方法，其中所述的照明步驟包括使用透射照明來照明樣品。
41.根據權利要求38的方法，其中所述的照明步驟包括使用反射照明來照明樣品。
42.根據權利要求38的方法，其中所述的照明步驟包括用透射和反射照明兩者照明樣品。
43.根據權利要求38的方法，其中所述的照明步驟包括用超級發光光源照明樣品。
44.根據權利要求38的方法，進一步包括控制至少一個高頻空間組份的振幅的步驟。
45.根據權利要求38的方法，進一步包括控制至少一個低頻空間組份和相移低頻空間組份的振幅的步驟。
46.根據權利要求38的方法，其中每個移相步驟都把相位變化低頻空間組份的相位充分地偏移π/2。
47.根據權利要求38的方法，其中產生相位圖像的步驟至少部份地以下面的等式為基礎 其中 而Iimage(x，y；δ)是在樣品表面上通過高頻空間組份與相移δ的低頻空間組份的相干產生的點(x，y)的強度信號，β＝I1/I0代表與高頻空間組份相關聯的強度I1和與低頻空間組份相關聯的強度I0之比。
48.根據權利要求39的方法，其中所述的產生樣品相位圖像的步驟包括產生相位靈敏度大于大約λ/1000的樣品相位圖像。
49.根據權利要求39的方法，其中所述樣品包括生物組織。
50.根據權利要求40的方法，其中所述樣品包括半導體晶片。
51.一種非接觸式光學測量有反射表面的樣品的方法，該方法包括下述步驟提供產生第一信號的第一光源；使用雙光束干涉儀產生第二信號，第二信號具有借助時間延遲與第一信號分開兩個脈沖；提供從干涉儀與樣品聯系的第一光程和從干涉儀與基準面聯系的第二光程；以及測量分別來自樣品和基準面的第一和第二信號的第一外差信號，和來自樣品和基準面的反射光波之間的干涉；和探測指示樣品反射相對于基準面反射的相位的外差信號的相位。
52.根據權利要求51的方法，其中所述的第一信號是低相干性信號。
53.根據權利要求51的方法，其中所述的第一光源是超級發光二極管和多模激光二極管之一。
54.根據權利要求51的方法，其中所述干涉儀進一步包括第一路徑和第二路徑，第二路徑有聲光調制器。
55.根據權利要求51的方法，進一步包括包含光纖的光路。
56.根據權利要求51的方法，其中所述樣品是一部分神經細胞。
57.根據權利要求51的方法，其中所述干涉儀包括隔震的外差式Michelson干涉儀。
58.根據權利要求51的方法，其中所述干涉儀進一步包括附著到平移臺上可控制地調節光程長度差的反射鏡。
59.根據權利要求51的方法，其中所述的測定步驟包括有探測從樣品反射的信號的第一探測器和探測從基準面反射的信號的第二探測器的探測器系統。
60.根據權利要求51的方法，其中所述樣品包括生物組織。
61.根據權利要求51的方法，進一步包括提供探測樣品機械變化的顯微鏡。
62.根據權利要求61的方法，其中所述樣品包括至少單神經元和單層細胞之一。
63.根據權利要求61的方法，其中所述的顯微鏡包括雙焦點顯微鏡。
64.一種用來使樣品光學成像的光纖探頭，其中包括有近端、遠端和基準光學表面的外殼；在外殼近端與光源耦合的光纖；以及在外殼遠端的折射率漸變透鏡，以致所述探頭的數值孔徑提供來自樣品的散射表面的有效的光波聚集。
65.根據權利要求64的探頭，進一步包括把光纖探頭安裝在平移式載物臺上至少完成二維相位成像和三維共焦相位成像之一的系統。
66.根據權利要求65的探頭，其中所述平移式載物臺包括掃描壓電轉換器。
67.根據權利要求64的探頭，其中所述探頭的數值孔徑在大約0.4到0.5的范圍內。
68.根據權利要求64的探頭，其中所述探頭在活體內使生物組織成像。
69.根據權利要求64的探頭，其中所述的基準表面是光纖上的表面。
70.根據權利要求64的探頭，其中所述的基準表面在折射率漸變透鏡上。
71.一種非接觸式光學測量眼睛的方法，該方法包括下述步驟提供產生第一信號和第二信號的光源；提供來自與眼睛聯系的干涉儀的第一光程和來自與基準面聯系的干涉儀的第二光程；以及響應第一信號和第二信號用分別從眼睛和基準面返回的光波測量第一外差信號；以及確定指示從眼睛返回的光波相對于從基準面返回的光波的相位的第一外差信號的相位。
72.根據權利要求71的方法，其中所述的第一信號是低相干性信號。
73.根據權利要求71的方法，其中所述的光源是超級發光二極管和多模激光二極管之一。
74.根據權利要求71的方法，其中所述的干涉儀進一步包括第一路徑和第二路徑，第二路徑有聲光調制器。
75.根據權利要求71的方法，進一步包括包含光學纖維的光路。
76.一種用來使材料成像的光波調制系統，其中包括光源；透鏡系統；空間光波調制器；探測與材料相互作用的光波的相位變化的探測器。
77.根據權利要求76的系統，其中所述探測器形成組織的診斷圖像。
78.根據權利要求76的系統，其中所述透鏡系統包括傅立葉透鏡。
79.根據權利要求76的系統，進一步包括與空間光波調制器和探測器連接的處理器。
80.根據權利要求76的系統，進一步包括與所述系統光學耦合的低相干光源。
81.根據權利要求76的系統，進一步包括與所述系統光學耦合的激光器。
82.一種用來測量神經元活動的系統，其中包括光源；使來自光源的光波與有神經纖維的組織耦合的光學系統；以及收集來自神經纖維的光波的探測器。
83.根據權利要求82的系統，其中所述系統包括測量與組織相互作用的光波的相位變化的干涉儀。
84.根據權利要求82的系統，進一步包括基準面以及第一和第二偏振探測器。
85.根據權利要求82的系統，其中所述光源包括低相干光源。
全文摘要
本發明的優選實施方案主要涉及相位測量系統，所述系統通過若干策略的組合處理相位噪聲問題，上述策略包括但不限于共向光程干涉測量法、定相位基準、主動穩定和差動測量。實施方案涉及用光使小生物體成像的光學裝置。這些實施方案能適用于例如細胞生理學和神經科學領域。這些優選實施方案以相位測量和成像技術的原理為基礎。使用相位測量和成像技術的科學動機起源于，舉例來說，亞微米水平的細胞生物學，它能不受限制地包括發育異常、細胞通訊、神經元傳輸和遺傳密碼執行的成像源。亞細胞組份的結構和動態仍然不能在它們的自然狀態使用現有的方法和技術(舉例來說，包括X射線和中子散射)來進行普遍研究。反之，有納米分辨率的以光波為基礎的技術允許在其自然狀態下研究細胞結構。因此，本發明的優選實施方案包括以干涉測量法和/或相位測量的原理為基礎的系統并且被用來研究細胞生理學。所述系統包括使用光學干涉儀測量相位的低相干性干涉測量法(LCI)原理，或其中使用細胞組分之內的干涉的光波散射光譜學(LSS)的原理，或在替代方案中，LCI和LSS的原理能結合起來獲得本發明的系統。
文檔編號G01N21/41GK1826518SQ200480020838
公開日2006年8月30日 申請日期2004年6月18日 優先權日2003年6月19日
發明者克里斯托弗·M·方嚴, 加布里埃爾·波普斯克, 楊昌輝, 亞當·P·沃克斯, 拉曼查德·R·戴薩瑞, 邁克爾·S·費爾德 申請人:麻省理工學院
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