光學測量裝置和光學測量方法
【專利摘要】本發(fā)明提供一種光學測量裝置和光學測量方法，抑制來自觀測對象與培養(yǎng)容器和空氣等的邊界面的反射光的影響，得到觀測對象的高品質的像。利用觀測對象具有三維形狀、邊界面能夠視為平面這一點，通過對參考光的光束內賦予相位或強度分布，而選擇性地使來自邊界面的反射光的影響衰減，從而獲得高品質的OCT圖像。
【專利說明】
光學測量裝置和光學測量方法
技術領域
[0001] 本發(fā)明涉及光學測量裝置，特別涉及用于進行光層析觀察的光學測量裝置及其方 法。
【背景技術】
[0002] 近年來，使用光獲得反映了觀測對象的表面結構和內部結構的圖像的光學相干層 析術(〇CT:Optical Coherence Tomography)受到了關注。0CT對人體不具有侵襲性，所以特 別期待其應用于醫(yī)療領域和生物學領域，在眼科領域中形成眼底和角膜等的圖像的裝置已 進入實用化階段。0CT中，使來自光源的光分束為對觀測對象照射的信號光、和不對測量對 象照射而是在參考光反射鏡上反射的參考光這2束，通過使從觀測對象反射的信號光與參 考光合束(合波)干涉而得到信號。
[0003] 0CT按測量位置在光軸方向上的掃描方法，大致分為時域0CT和傅立葉域0CT。時域 0CT中，光源使用低相干光源，在測量時通過使參考光反射鏡掃描而進行光軸方向上的掃 描。由此，僅有信號光中包括的與參考光的光程一致的成分發(fā)生干涉，對于得到的干涉信號 進行包絡線檢波，從而解調為期望的信號。另一方面，傅立葉域0CT進而分為波長掃描型0CT 和譜域0CT。波長掃描型0CT中，使用能夠使出射光的波長掃描的波長掃描型光源，在測量時 通過使波長掃描而進行光軸方向上的掃描，通過對檢測出的干涉光強度的波長依賴性(干 涉譜)進行傅立葉變換而解調為期望的信號。譜域0CT中，光源使用寬帶光源，對生成的干涉 光用分光器分光，檢測各波長成分的干涉光強度(干涉譜），這相當于進行光軸方向上的掃 描。通過對得到的干涉譜進行傅立葉變換而解調為期望的信號。
[0004] 這樣，0CT中，基本上通過使信號光與參考光干涉，而能夠得到反映了觀測對象的 內部結構的圖像信息。"專利文獻Γ中公開了對改變信號光的相位同時獲得的多個圖像進 行處理，增加能夠觀測的到達深度的技術。"專利文獻2"中公開了在傅立葉域0CT中，通過基 于光源的波長對參考光的相位進行調制，實質上地實施參考光的強度調整而不需要光程的 微調的技術。"專利文獻3"中公開了在時域0CT中，通過使用多個SLD并且改變參考光的相 位，來獲得由波長差異決定的觀測對象的吸收分布差異的技術。"專利文獻4"中公開了在時 域0CT中，用白色光和SLD作為光源，通過使其切換而使深度方向的分辨率可變的技術。"專 利文獻5"中公開了在時域0CT中，使物鏡物理地掃描，并且對于信號光與干涉光的干涉用相 位條件不同的4個檢測器受光，從而不需要通過反射鏡的掃描進行的參考光的相位調整的 技術。
[0005] 現(xiàn)有技術文獻
[0006] 專利文獻
[0007] 專利文獻 l:US2014/0023255 號
[0008] 專利文獻2:日本特開2011-196694號公報 [0009] 專利文獻3:日本特開2007-240453號公報
[0010]專利文獻 4:W02001/42735 號
[0011] 專利文獻 5:US2014/0204388 號

【發(fā)明內容】

[0012] 發(fā)明要解決的課題
[0013] 用0CT測量生物體的情況下，一般而言來自觀測對象內部的反射光與在觀測對象 與培養(yǎng)容器等的邊界上發(fā)生的反射光相比非常小。0CT中，通過用這些反射光的和作為信號 光與參考光干涉，而得到圖像信息，因此在邊界上發(fā)生的反射光（以下稱為邊界反射光），對 于觀測對象的內部反射光的觀測，表現(xiàn)為噪聲或者串擾，所以是使觀測精度降低的多余光 成分。這樣的邊界反射光導致的觀測精度降低，在隔著玻璃或塑料制的培養(yǎng)容器觀測培養(yǎng) 中的細胞片的情況下的容器與細胞片的邊界、或者用0CT觀測人的皮膚的情況下的空氣與 皮膚表面的邊界等發(fā)生。
[0014] 圖2是表示測量充滿了培養(yǎng)液的透明培養(yǎng)容器內的細胞片的情況的示意圖。設培 養(yǎng)液或細胞質的折射率為1.33、作為細胞內組織特別大的細胞核的折射率為1.38時，根據(jù) 菲涅爾公式，細胞核的反射率是約0.034%。另一方面，設典型的培養(yǎng)容器的折射率為1.59 時，培養(yǎng)容器與培養(yǎng)液或細胞質的邊界的反射率是〇.79%，可知有大1個數(shù)量級的強度的多 余光作為邊界反射光發(fā)生。實際上，因為以細胞核為代表的生物體細胞內的結構體具有三 維結構，所以信號光因其表面形狀而擴散地反射，所以被1個細胞組織反射的光中作為信號 光檢測出的光小于0.034%，邊界反射光的影響進一步增大。
[0015] 以下，在本發(fā)明的記載中如附圖所記載，統(tǒng)一為以光軸方向為z軸的坐標系進行說 明。
[0016] -般而言，0CT中得到的檢測信號S，在設信號光的復振幅為Eslg、參考光的復振幅 為E rrf時能夠用下式表示。
[0017] 式1
[0018] S= |Esig|2|Eref|2cos(0 sig-0ref)(式 1)
[0019] 此處，9sig和0ref分別是信號光和參考光的基于光程的相位。
[0020] 接著，對邊界反射光的表現(xiàn)定量化。設光源的波長為λ、物鏡的數(shù)值孔徑為NA、培養(yǎng) 容器與觀測對象的邊界位置為ζ = 0、物鏡的焦點位置為ζ，考慮信號光中包括的離焦波前像 差，實施相位分集(Phase Diversity)檢測方式的情況下的檢測信號S(z)可以用下式表示。
[0021] 式2
[0022]
[0023] 圖3表示邊界反射的影響的計算結果。此處基于(式1)，設光源的波長λ = 780ηπι、物 鏡的數(shù)值孔徑ΝΑ = 0.52,使用以上所示的各折射率，計算不存在觀測對象(容器內僅充滿了 培養(yǎng)液）的條件下得到的檢測信號S。圖中的橫軸表示物鏡的焦點位置ζ。如圖所示，邊界反 射光的影響不僅限于邊界，也按sine函數(shù)擴大至生物體細胞構成的觀測區(qū)域，可知發(fā)生相 對于來自生物體細胞的反射信號較大的串擾。以下，只要沒有特別提示，就統(tǒng)一為光源波長 780nm、物鏡數(shù)值孔徑0 · 52進行說明。
[0024] "專利文獻Γ~"專利文獻5"中公開的技術中，公開了改變信號光和參考光的基于 光程的相位的技術，但因為得到與來自觀測對象的反射光量相應的檢測信號，所以不能夠 減少此處指出的邊界反射光的影響。
[0025]用于解決課題的技術方案
[0026] 本發(fā)明為了解決上述課題，著眼于觀測對象具有三維形狀但邊界能夠近似為平面 這一點，通過對參考光賦予與光軸正交的方向的相位分布，提供一種能夠選擇性地衰減或 者除去邊界反射光的光學測量方法和裝置。
[0027] 本發(fā)明中，以下為了簡化說明而記載了用"專利文獻5"中記載的所謂相位分集檢 測方式得到檢測信號的情況，但本發(fā)明的技術只要考慮參考光和信號光的基于光路差的相 位，就能夠容易地擴展到其他檢測方式。
[0028] 在0CT裝置中采用使信號光與參考光合束之后、用檢測透鏡在光檢測器上聚光的 光學系統(tǒng)。如上所述以光軸方向為z軸時，檢測透鏡的孔徑在x-y平面上形成。設物鏡的焦點 的z坐標為z、檢測透鏡的z坐標為zo,將信號光與參考光的干涉形式化為檢測透鏡的孔徑上 的各點(x，y， ZQ)處的干涉的疊加時，檢測信號S能夠用下式表示。
[0029] 式3
[0030]
[0031] (式3)是為了描述檢測透鏡孔徑上的信號光的空間分布和參考光的空間分布而一 般化的表示。"專利文獻Γ~"專利文獻5"中，是設參考光為平面波而僅考慮了基于光程的 相位的技術，所以設振幅A、光程L為常數(shù)、i為虛數(shù)單位，使用下式表示的參考光。
[0032] 式 4
[0033]
[0034]此處，（2π/λ)?是參考光的基于光程的相位。
[0035] 另外，信號光可以作為邊界反射光與來自多個生物體細胞的反射光的和用下式表 不。
[0036] 式5
[0037]
[0038] 此處，右側第一項表示考慮了離焦波前像差的平面狀的邊界反射光，Eb是振幅反 射率，R是檢測透鏡的孔徑半徑。右側第二項表示來自生物體內各組織的反射光的和，是反 映了各組織具有三維形狀、與邊界反射光相比具有更多的波數(shù)成分的波。（式4)(式5)中，用 相位分集方式檢測的情況下，能夠設L = 0。此時，設(式5)的右側第二項為零，將(式4)、（式 5)代入(式3)，將Eb改寫為Eslg并整理，結果與(式2)-致。
[0039] 然后，返回（式3)，考慮積分的內容，可知這求出了信號光與參考光的相關系數(shù)。 即，如以"專利文獻Γ~"專利文獻5"為代表的現(xiàn)有的0CT-般，使用平面波作為參考光的情 況下，僅提取信號光中包括的平面波的成分得到檢測信號。另一方面，因為作為觀測對象的 生物體細胞具有三維狀的立體形狀，所以反射光不僅包括來自與光軸垂直的平面的反射成 分，也包括等價于來自與光軸傾斜的多個平面的反射的成分。即，使用平面波作為參考光的 情況下，提取來自生物體組織的反射光的一部分進行檢測。從而，可知在邊界能夠近似為與 光軸垂直的平面的情況下，存在以使與其反射光的相關性減小的方式，對參考光的光束內 賦予相位分布，從而能夠減少邊界反射的影響的可能性
[0040] 研究對參考光的光束內賦予的相位分布的情況下，換言之，適當控制參考光的波 前的情況下，為了推敲具體的波前形狀，需要數(shù)值地解出（式3)的方法。此處，考慮（1)生物 體細胞的代表尺寸是10至30μπι程度的立體，（2)使用具有可見至近紅外的波長的激光器或 SLD作為光源，（3)盡可能縮短計算時間，此處開發(fā)了以應用蒙特卡羅方法的光線追蹤法為 基礎的模擬方法?；径?，作為各光線中附帶的信息，在位置和速度信息之外，計算與光 程相應的相位信息和與振幅相應的強度信息，從而能夠在檢測透鏡的孔徑以數(shù)值解出（式 3)。用本方法，計算出物體表面的折射引起的光線矢量的變化，和符合菲涅爾定律的入射角 度和依賴于偏振的振幅反射率和透過率。以下將本方法稱為波動光線追蹤法。
[0041] 為了驗證波動光線追蹤法的計算精度，準備與"專利文獻5"的圖4相同的光學系統(tǒng) 的0CT裝置(波長780nm，物鏡數(shù)值孔徑0.52)，和使用市售的聚苯乙烯制的模擬血球(折射率 約1.59)的2種試樣作為測量樣本。模擬血球雖然折射率不同，但具有與以上敘述的細胞核 同等的大小。另外，參考光是光束內沒有相位分布的平面波。
[0042] 圖4是關于X-Y像對模擬結果和0CT裝置的測量結果進行比較的圖。此處，使用了在 玻璃基板與蓋玻片之間分散了水和單層模擬血球的樣本。模擬是將模擬血球視為直徑1〇μπι 的球體、在規(guī)則地配置13個模擬血球的條件下實施的，示出了對100 X 1 ΟΟμπι的區(qū)域以0.5μπι 間隔的網(wǎng)格點改變物鏡的焦點位置同時計算檢測信號強度的結果。各網(wǎng)格點的計算中使用 的光線數(shù)是100萬。如圖所示，可知計算結果與實驗結果大致一致。
[0043]圖5是關于Χ-Ζ像對模擬結果和0CT裝置的測量結果進行比較的圖。此處，使用在玻 璃基板上形成了約100μπι厚度的分散了體積分數(shù)10%模擬血球的UV樹脂(折射率1.51)層的 樣本。觀測是從圖中的基板一側照射激光的情況下的結果。模擬是在從玻璃基板的界面起 隔開1 Ομπι配置1個模擬血球的條件下實施的，示出了對40 X 80μπι的區(qū)域以0.5μπι間隔的網(wǎng)格 點改變物鏡的焦點位置同時進行計算的結果。如圖所示，可知計算結果與實驗結果大致一 致。
[0044] 根據(jù)圖4和圖5所示的結果，考慮模擬血球的大小的平均和掃描平面與模擬血球的 中心的偏差等的影響時，可以認為波動光線追蹤法對于比波長大的以細胞核為代表的細胞 組織的0CT測量，能夠以必要充分的精度進行分析。
[0045] 圖6是表示檢測透鏡孔徑上的信號光的振幅分布的模擬結果的一例。此處，對于在 培養(yǎng)液中（折射率1.33)配置模擬單一的模擬血球的球體，物鏡的焦點從中心起偏離至X方 向的情況，將信號光的實部的絕對值作為濃淡信息示出。對于作為觀測對象的球體，從下側 照射激光的情況下，在球體的下半球反射的信號光具有1次反射歷史，在球體的上半球反射 的信號光在1次反射之外還具有2次透過和折射的歷史，所以能夠將它們分離為不同的波。 如圖所示，在球體的上表面和下表面反射的信號光，與物體表面的曲率相應地具有不同的 振幅分布，因為物鏡具有有限的直徑，所以被檢測的光是反射的信號光的一部分，可知發(fā)生 了所謂漸暈（少yp)。圖中的濃淡的間隔表示孔徑內（光束內）的相位有1/2波長的偏差。被 平面狀的物體反射的信號光，振幅在檢測透鏡的孔徑上一定，具有與離焦波前像差相應的 旋轉對象的相位分布，這一點是周知的，所以可知被球狀的觀測對象反射的信號光具有明 顯不同的孔徑內（光束內）的相位分布。作為實際觀測對象的生物體細胞和內部組織結構， 具有更復雜的三維形狀，這一點也是周知的，所以基于以上討論，通過對參考光的光束內賦 予相位分布，能夠減少邊界反射光的影響，這是因為僅有檢測透鏡的孔徑內的相位分布有 助于提尚檢測?目號的品質。
[0046] 作為對于減少邊界反射光的影響有效的參考光的光束內的相位分布的一例，在圖 7中示出使用與檢測透鏡的半徑成比例的圓錐型的相位分布的情況下的基于邊界反射光的 檢測信號的模擬結果。圓錐型的相位分布將(式4)擴展而用下式表示。
[0047] 式 6
[0048]
[0049] 此處，Φ〇是賦予的相位的最大值，R是檢測透鏡孔徑的半徑。圖中的模擬結果比較 了 Φο = 0(平面波）的情況、與Φο = Μ圓錐型的相位分布)的情況。如圖所示，可知通過使用 圓錐型的相位分布作為參考光的光束內的相位分布，邊界反射光產(chǎn)生的檢測信號在ζ>0的 觀測對象區(qū)域相反的一側平移一定量，并且基于sine函數(shù)的檢測信號的周期性強度變化的 振幅也減小。對于將生物體細胞模型化的模擬生成的x-z像的結果，在實施例中敘述。
[0050] 根據(jù)圖6和圖7所示的結果，表明了通過適當選擇對參考光的光束內賦予的相位分 布，能夠減少邊界反射光的影響。
[0051] 發(fā)明效果
[0052]根據(jù)本發(fā)明，能夠提供一種光學測量方法和裝置，其能夠減少在將生物體組織作 為觀測對象時與保持觀測對象的基板或培養(yǎng)容器的邊界、或者空氣與人體的邊界等的邊界 反射的影響，能夠高精度地觀測生物體組織。上述以外的課題、結構和效果，將通過以下實 施例的說明而說明。
[0053]其中，在"專利文獻Γ~"專利文獻5"中，也有關于對參考光的相位進行調制的技 術的公開，但需要注意它們是(式4)所示的基于光軸方向的光程的相位，而本發(fā)明中公開的 參考光的相位如(式3)、（式6)所不，主要是光束內的相位分布。
【附圖說明】
[0054]圖1是表示本發(fā)明的0CT裝置結構的示意圖。
[0055]圖2是表示用0CT裝置測量的信號光的示意圖。
[0056] 圖3是因邊界反射發(fā)生的檢測信號的計算結果。
[0057] 圖4(a)、(b)是關于X-Y像對模擬結果和0CT裝置的測量結果進行比較的圖。
[0058] 圖5(a)、(b)是關于X-Z像對模擬結果和0CT裝置的測量結果進行比較的圖。
[0059]圖6是表不檢測透鏡孔徑上的信號光的振幅分布的模擬結果的一例。
[0060] 圖7是基于具有圓錐型的相位分布的參考光和平面波參考光引起的邊界反射的檢 測信號的模擬結果。
[0061] 圖8(a)、（b)是對具有圓錐型的相位分布的參考光和平面波參考光生成的x-z像進 行比較的模擬結果。
[0062] 圖9是表示反射光中包括的相位成分的譜的示意圖。
[0063] 圖10是表示具有依賴于檢測透鏡的半徑的相位分布的多個參考光的示意圖。
[0064] 圖11(a)至(f)是表示基于具有依賴于檢測透鏡的半徑的相位分布的多個參考光 引起的邊界反射的檢測信號的模擬結果。
[0065] 圖12是表示基于在光束內具有旋轉對象的相位分布的參考光引起的邊界反射的 檢測信號的平均值與半徑的次數(shù)的關系的模擬結果。
[0066] 圖13(a)至(d)是表示在光束內具有階躍狀的相位分布的參考光的示意圖。
[0067] 圖14(a)、（b)是表示在光束內具有階躍狀的相位分布的參考光和平面波參考光生 成的x-z像的差異的模擬結果。
[0068] 圖15(a)至(e)是表示在光束內具有階躍狀的強度分布的參考光的示意圖。
[0069] 圖16是表示根據(jù)使用在光束內具有不同的相位分布的參考光觀測得到的多個圖 像信息，合成圖像并將其顯示的方法的流程圖。
[0070] 圖17(a)、（b)是表示對參考光的光束內賦予相位分布的反射型的光學元件的示意 圖。
[0071] 圖18是表示用于在參考光的光束內形成任意的相位分布的反射型空間相位調制 器的結構的示意圖。
[0072] 圖19(a)、(b)是示意性地表示本發(fā)明的參考光與現(xiàn)有的參考光的差異的圖。
[0073] 圖20是表示用于對參考光的光束內賦予與半徑的平方成比例的相位分布的反射 型的光學元件的示意圖。
[0074]圖21是本發(fā)明的參考光決定的0TF的計算結果。
[0075] 圖22(a)、（b)是表示對參考光的光束內賦予任意的相位分布的情況下的在x-y方 向上獲得的觀測圖像的示意圖。
[0076] 圖23是表示改變參考光的強度分布或相位分布同時獲得要求的圖像的本發(fā)明的 光學測量方法的流程圖。
[0077]圖24是表示本發(fā)明的0CT裝置結構的其他實施例。
[0078]圖25是表示本發(fā)明的0CT裝置結構的其他實施例。
[0079]圖26是表示本發(fā)明的0CT裝置結構的其他實施例。
【具體實施方式】
[0080] 以下參考【附圖說明】本發(fā)明的實施方式。
[0081] 【實施例1】
[0082] 圖8是對本發(fā)明的具有圓錐型的相位分布的參考光和現(xiàn)有的平面波參考光生成的 x-z像進行比較的模擬結果。此處，對于用培養(yǎng)液(折射率1.33)充滿培養(yǎng)容器(折射率1.59) 的內部、使模擬細胞核的直徑1 〇μπι的球體(折射率1.37)與培養(yǎng)容器的底面接觸地配置從而 將生物體細胞模型化的樣本，實施波動光線追蹤法的模擬，計算使物鏡的焦點位置在x-z方 向上掃描時得到的檢測信號并圖像化。圖像的增益以檢測信號相當于反射率0.05%的檢測 信號成為最大亮度水平255的方式歸一化。圖8(a)是使用平面波作為參考光的情況下的結 果?？芍獔D5所示的模擬血球的情況下球體的折射率是1.59、較大，所以邊界反射的影響相 對較小，但模擬生物體細胞的情況下，將細胞核模型化的球體的折射率是1.37,培養(yǎng)液的折 射率是1.33,兩者的差異較小，所以邊界反射的影響變大。如圖所示，可知邊界反射的影響 反映了（式2)所示的結果，反復符合sine函數(shù)的振動，對于從觀測對象即模擬細胞核的球體 得到的檢測信號成為較大的串擾。另一方面，圖8(b)是對參考光的光束內賦予(式6)所示的 圓錐型的相位分布的情況下的結果。與上述條件同樣，賦予的相位的最大值是Φ〇 = 43Ι。可 知邊界反射光的影響反映了圖7所示的結果，偏移至實際的邊界位置的下方，并且觀測對象 即生物體細胞區(qū)域中的因 sine函數(shù)引起的強度的振動也減小，因來自將細胞核模型化的球 體的反射光而發(fā)生的檢測信號變得清晰。圖8(a)和(b)以相同的增益歸一化，所以基于來自 將細胞核模型化的球體的反射光的檢測信號的大小大致一定，這一點也是重要的結果。這 是因為如圖6所示，反映了觀測對象為三維形狀的反射光與平面反射具有不同的相位分布， (式3)所示的檢測信號是求反射光(信號光）與參考光的相關性的光學操作而得到的結果。 根據(jù)本發(fā)明，表明了即使參考光不是平面波，只要適當?shù)剡x擇對光束內賦予的相位分布的 值，就能夠減小來自生物體細胞核的反射光的檢測信號的強度的衰減，同時選擇性地使邊 界反射的影響衰減，提高通過觀測得到的結果的精度。
[0083] 圖9是表示反射光中包括的相位成分的譜的示意圖。物鏡的焦點對焦在邊界面上 的情況下，如圖所示，來自邊界的反射光在檢測透鏡的孔徑（開口）上是平面波，所以相位在 x-y面內不具有分布，但因為生物體組織具有三維結構，所以相位分布具有較寬范圍。從而， 參考光不是平面波的情況下，能夠選擇性地減少檢測信號中包括的邊界反射的影響。
[0084] 圖10是表示具有依賴于檢測透鏡的半徑的相位分布的多種參考光的示意圖。設參 考光的光束內的相位分布為檢測透鏡的孔徑(開口）的半徑的函數(shù)時，能夠按以下形式賦予 相位分布。
[0085] 式 7
[0086]
[0087]
[0088]
[0089] 此處，歸一化半徑r由（式8)定義，由檢測透鏡的孔徑內的位置(x，y)和檢測透鏡的 孔徑半徑R決定。（式7)使用歸一化半徑r將(式6)-般化，次數(shù)a = 0時參考光是平面波，a=l 時參考光成為以上示出的圓錐型。如圖所示，此處考慮a = 0.5、l、2、3、4的情況。
[0090] 圖11是基于具有依賴于檢測透鏡的半徑的相位分布的多個參考光引起的邊界反 射的檢測信號的模擬的結果。
[0091] 結果是表示具有依賴于檢測透鏡的半徑的相位分布的多個參考光的示意圖。設參 考光的光束內的相位分布為檢測透鏡的孔徑的半徑的函數(shù)時，能夠按以下形式賦予相位分 布。圖11(3)表示3 = 0(平面波），（13)表示3 = 0.5，（(3)表示3=1(圓錐型參考光），（(1)表示3 = 2(離焦波前像差型參考光），（e)表示a = 3,（f)表示a = 4的情況。模擬條件與圖7所示的結果 相同，固定為Φ 0 = 431。使圖11(a)與（c)重合的結果與圖7-致。著眼于z>0的生物體試樣區(qū) 域中的基于sine函數(shù)的振動時，可知在次數(shù)a = 0.5、1的情況下，與a = 0(平面波）的情況相 比，檢測信號的振動振幅明顯減小，具有觀測到的圖像的振動成分減少的優(yōu)點。另外，著眼 于檢測信號的峰值時，可知在次數(shù)a = 3、4的情況下，與a = 0(平面波)的情況相比，檢測信號 的峰值明顯減小，峰值的形狀變得平坦，具有能夠緩和光檢測器的輸出飽和的發(fā)生條件、對 于放大器噪聲和電路噪聲在S/N比的方面可以得到有利的條件的優(yōu)點。
[0092] 圖12是在圖11的結果中，對基于生物體試樣的區(qū)域(z>0)中的邊界反射的檢測信 號的平均值與次數(shù)a的關系進行整理的結果。如圖所示，可知在生物體試樣的區(qū)域中，與現(xiàn) 有的平面波參考光(a = 0)相比，本發(fā)明的參考光(a>0)的情況下，平均值減小，減少了邊界 反射的影響。如圖所示，可知該平均值在a = 0~1的范圍中具有極小值，具有能夠提高基于 邊界反射的檢測信號的品質的優(yōu)點。
[0093] 對參考光的光束內賦予相位分布的本發(fā)明的光學測量方法中，也能夠賦予其他形 式的相位分布。圖13是表示光束內具有階躍狀的相位分布的參考光的示意圖。圖中有影線 的區(qū)域表示在參考光的光束內賦予了 λ/2(+π)的相位差的區(qū)域。圖13(a)表示將光束在X方 向上分割為2部分并對左側賦予相位差的情況，具有例如使物鏡在y方向上掃描，在檢測透 鏡孔徑上參考光的相位分布也不變化的特性。圖13(b)表示將光束在y方向上分割為2部分 并對下側賦予相位差的情況，具有例如使物鏡在X方向上掃描，在檢測透鏡孔徑上參考光的 相位分布也不變化的特性。圖13(c)表示將光束在x、y方向上分割為4部分并對右下和左上 的區(qū)域賦予相位差的情況，具有例如使物鏡在x、y方向分別掃描，在檢測透鏡孔徑上參考光 的相位分布也不變化的特性。圖13(d)表示將光束分割為內周側和外周側這2個區(qū)域并對內 圈側的區(qū)域賦予相位差的情況，表示賦予與周知的光學超分辨相同的相位分布，能夠按照 (式3)用相關積分提取信號光中包括的光學超分辨成分，所以具有能夠提高x、y方向的分辨 能力的特性。如邊界反射光的（式2)所示，基本而言僅是檢測透鏡孔徑內的半徑的函數(shù)，具 有旋轉對稱的相位分布。此處所示的階躍狀的相位分布在檢測透鏡孔徑內賦予的相位為零 (復振幅+1)和λ/2(復振幅-1)的區(qū)域的面積大致相等。從而，基于(式3)，包括邊界反射的平 面的反射光的檢測信號為零。
[0094] 圖14是對本發(fā)明的具有階躍狀的相位分布的參考光和現(xiàn)有的平面波參考光生成 的x-z像進行比較的模擬結果。模擬條件基本而言與圖8所示的相同，但此處示出了在ζ方向 上配置2個模擬細胞核的直徑ΙΟμπι的球體的情況下的結果。圖14(a)是用現(xiàn)有的平面波參考 光得到的x-z像?？芍鄬τ趤碜杂^測對象即模擬生物體核的2個球體的檢測信號，邊界反 射光的影響較大，發(fā)生了串擾。圖14(b)是使用光束內具有圖13(c)所示的階躍狀的相位分 布的情況下的x-z像?？芍缟纤?，邊界反射光完全成為零，用圖像得到了基于來自2個球 體的反射光的檢測信號。圖14(b)中，在2個球體的中心軸上，圖像變暗，這是用該參考光反 映了在檢測透鏡的孔徑內信號光的復振幅分布相對于透鏡中心對稱的情況下，檢測信號成 為零的結果。此處所示的階躍狀的參考光的光束內的相位分布，在減少邊界反射的影響的 意義上與基于(式7)的依賴于半徑的相位分布相比更優(yōu)秀，但觀測對象是球體這樣具有對 稱性的形狀的情況下，具有其中央部的檢測信號減小的缺點。實際的生物體細胞組織中，不 是此處所示的完美的球體而是具有非對稱的結構，所以能夠期待中央部分的檢測信號的降 低被緩和，但本發(fā)明的光學測量方法中，考慮這些特性與觀測對象相應地適當選擇對參考 光的光束內賦予的相位分布這一點是重要的。
[0095] 以上敘述了對參考光的光束內賦予特定的相位分布的本發(fā)明的光學測量方法。但 是，如果基于(式3)，也能夠對參考光的光束內賦予特定的強度分布。圖15是表示光束內具 有階躍狀的強度分布的參考光的示意圖。圖中涂黑的區(qū)域示意性地表示參考光的強度為零 的區(qū)域。如圖6所示，來自模擬細胞核的球體的反射光在檢測透鏡的孔徑上具有在一部分區(qū) 域中局部存在地分布的特性。圖15(a)~(e)示出了應對這一事實，使參考光在檢測透鏡的 一部分中分布的情況。通過使用這樣的參考光，能夠相對強調地獲得基于來自生物體組織 的反射光的檢測信號。圖15(d)中，特別具有強調檢測透鏡的外圈側、即因觀測對象發(fā)生的 光的反射光以較大角度反射的情況的效果，例如具有強調生物體細胞內的較小結構來獲得 檢測信號的效果。圖15(e)中，特別具有強調檢測透鏡的中圈區(qū)域、即來自比圖15(d)所示的 略大的結構的反射光來獲得檢測信號的效果。這些效果一般稱為光學超分辨，不僅限于此 處所示的強度分布，賦予同樣的相位分布也可以得到，所以能夠與用途相應地適當選擇。
[0096] 圖21是作為光學超分辨的例子，在對參考光賦予圖15(d)所不的強度分布的情況 下，計算表示光學分辨能力的〇TF(Optical Transfer Function:光學傳遞函數(shù)）的結果。此 處，使光束直徑的80%以下的強度為零。如圖所示，通過對參考光賦予強度分布，能夠使高 頻率一側的信號強度放大，同時使低頻率一側的信號強度降低。由此，能夠明亮地觀測尺寸 特別小的觀測對象。一般而言的光學超分辨是對于對觀測對象照射的光賦予強度和相位分 布、提高分辨能力的技術。但是，此處如0CT-般使信號光與參考光干涉的測量系統(tǒng)的情況 下，表現(xiàn)出了對參考光賦予強度和相位分布，也能夠同樣地提高分辨能力。特別是在生物體 測量系統(tǒng)中，對于能夠對觀測對象照射的光的能量出于安全上的考慮必須嚴格地設置上限 進行控制。如現(xiàn)有一般改變對觀測對象照射的光的強度和相位分布的方法中，存在發(fā)生照 射的光的能量的總量的變化、或者焦點上的最大功率的變化的問題。如本發(fā)明一般通過對 參考光賦予相位和強度分布，而使對觀測對象照射的光一定，所以在安全上的觀點上，本發(fā) 明的技術也是優(yōu)秀的。其中，此處示出了對參考光的光束內賦予強度分布的例子，但眾所周 知，對光束內賦予相位分布的情況下也能夠得到同樣的效果。
[0097] 圖16是表示根據(jù)使用光束內具有相位分布的參考光觀測得到的多個圖像信息，合 成圖像而將其顯示的本發(fā)明的光學測量方法的流程圖。此處示出了獲得N次圖像的情況。首 先進行裝置和測量條件的初始化(S11)對參考光的光束內賦予規(guī)定的相位分布(S12)。按照 該參考光的條件使物鏡的焦點掃描而根據(jù)檢測信號獲得圖像(S13)。反復N次(S14)之后，適 當提取、合成得到的N個圖像(S15)，并顯示(S16)。本方法中，例如（1)使用圖10所示的6種依 賴于半徑的相位分布而設N=6,根據(jù)得到的圖像用圖像處理例如提取對比度最大的銳利的 圖像而將其顯示的方法，（2)使用圖13所示的4種依賴于半徑的相位分布而設N = 4,對得到 的圖像通過平均化處理進行合成而將其顯示的方法，（3)選擇圖8(b)所示的圓錐型的相位 分布和圖14(b)所示的階躍型的相位分布，設N=2,基于用階躍型的相位分布獲得的圖像判 定細胞核等生物體組織的形狀，對于其中央部的檢測信號較小的區(qū)域，置換為用圓錐型的 相位分布獲得的圖像而合成而將其顯示的方法，（4)如圖15(e)示意性所示，用具有環(huán)帶狀 的強度分布的多種參考光獲得圖像，提取注目的生物體細胞內的組織、或者強調規(guī)定的多 個結構，將其合成并顯示等是有效的。
[0098] 圖19是示意性地表示本發(fā)明的參考光與現(xiàn)有的參考光的差異的圖。圖19(a)是表 示現(xiàn)有的平面波參考光的示意圖，從光源501出射的激光被準直透鏡502變換為平行光20。 實際的參考光分離地使用光束的一部分。如圖所示，光束內的等相位面21是平坦的，光束內 不具有相位分布。另一方面，圖19(b)是表示本發(fā)明的參考光的示意圖。與上述同樣，從光源 501出射的激光被準直透鏡502變換為平行光20。平行光20透過光學元件100,從而對光束內 賦予相位分布，所以等相位面21具有在光束內不均的分布。此處，示出了透過型的用于控制 參考光的光束內的相位分布的光學元件100,但它不限于透過型，也可以使用反射型的光學 元件。
[0099] 圖17是表示對參考光的光束內賦予相位分布的反射型的光學元件的示意圖。圖 中，反射型的光學元件100是在基板101上使金屬反射層102和透明電介體層103順次疊層之 后，用半導體工藝的蝕刻技術和納米壓印技術以使電介體層103具有特定的厚度分布的方 式加工而成的。對這樣的反射型的光學元件100照射參考光20時，反射的參考光被賦予與電 介體層103的厚度分布相應的相位分布。該元件中，如圖17(b)中概觀所示，具有成半徑的函 數(shù)的表面形狀。能夠對參考光賦予圖10所示的相位分布。
[0100] 圖1是表示本發(fā)明的光學測量裝置的基本的實施方式的示意圖。圖中，從光源501 出射的激光被準直透鏡502變換為平行光，用能夠調整光學軸方向的λ/2波片503使偏振旋 轉之后，被偏振分束器504分束為信號光和參考光這2束。被偏振分束器504反射的信號光透 過光學軸方向設定為相對于水平方向約22.5°的λ/4波片505,偏振狀態(tài)從s偏振變換為圓偏 振之后，被物鏡506聚光照射在觀測對象508上。此處，物鏡506能夠通過對音圈型的物鏡致 動器507通電的電流量的控制而在χ-ζ方向上掃描，觀測對象508能夠通過未圖示的可動平 臺而在y方向上移動。通過這樣的結構使物鏡的焦點位置相對于觀測對象進行x-y-z方向的 掃描。從觀測對象反射的信號光透過物鏡506,用λ/4波片505使偏振狀態(tài)從圓偏振變換為p 偏振，對偏振分束器504入射。另一方面，參考光透過λ/4波片509,偏振狀態(tài)從ρ偏振變換為 圓偏振，對反射型光學元件510入射并反射，對光束內賦予相位或強度分布之后，用λ/4波片 509使偏振狀態(tài)從圓偏振變換為s偏振并對偏振分束器504入射。信號光與參考光被偏振分 束器504合束，生成合成光。合成光被導向由半反射分束器512、λ/2波片513、λ/4波片514、聚 光透鏡515、516、沃拉斯頓棱鏡517、518構成的干涉光學系統(tǒng)511。入射至干涉光學系統(tǒng)511 的合成光，被半反射分束器512分束為透射光和反射光這2束。透射光透過光學軸設定為相 對于水平方向約22.5°的λ/2波片513之后，被檢測透鏡515聚光，被沃拉斯頓棱鏡517偏振分 離從而生成相位關系相差180度的第一干涉光和第二干涉光。第一干涉光和第二干涉光被 電流差動型的光檢測器519檢測，輸出與其強度的差成比例的差動輸出信號521。另一方面， 反射光透過光學軸設定為相對于水平方向約45度的λ/4波片514之后，被檢測透鏡516聚光， 被沃拉斯頓棱鏡518偏振分離從而生成相位關系相差約180度的第三干涉光和第四干涉光。 此處，第三干涉光相對于第一干涉光相位相差約90度。第三干涉光和第四干涉光被電流差 動型的光檢測器520檢測，輸出與其強度的差成比例的差動輸出信號522。這樣生成的差動 輸出信號521、522(以下稱為I、Q)對信號處理部523輸入，實施運算處理。基于圖像化信號 524形成的觀測對象的層析圖像在圖像顯示部525上顯示。圖中假想孔徑150表示將檢測透 鏡515和518的孔徑投影在被偏振分束器504合束后的信號光和參考光的光束中得到的沒有 實體的假想的檢測透鏡孔徑，與上述檢測透鏡孔徑等價。
[0101] 干涉光學系統(tǒng)511的工作原理實現(xiàn)了"專利文獻5"中記載的所謂相位分集檢測法， 為了簡化說明而省略詳細內容，但差動信號I和Q可以用以下形式表示。
[0102] 式9
[0103]
[0104] 式10
[0105]
[0106] 此處，x、y表示假想孔徑150上的位置，Eslg表示從觀測對象508反射的信號光的復 電場振幅，Eref表不參考光的復電場振幅，Φ sig和Φ ref表不與從光源501到假想孔徑150的光 程對應的信號光和參考光的相位，積分含義是假想孔徑上的信號光與參考光的相關積分。
[0107] 使用它們時，檢測信號S能夠不依賴于<i>sig、地用下式求出。
[0108] 式11
[0109] S= |Esig|2Eref|2 = I2+Q2 (式 11)
[oho]顯然(式11)與(式3)等價。
[0111] 本實施例中，如果使用圖17或圖20所示的反射型光學元件100,就能夠對于生物體 試樣得到高品質的觀測結果。
[0112] 圖26是用光纖1107、1103、1108使信號測量部1101與檢測系統(tǒng)1104連接的例子。適 于想要使信號測量部小型化、可動的情況。
[0113]【實施例2】
[0114] 實施例1敘述了對參考光的光路內賦予規(guī)定的（一定的）相位分布或強度分布的情 況下的本發(fā)明的光檢測方法，但此處示出使用多種相位分布或強度分布的其他實施例。
[0115] 圖18是表不用于在參考光的光束內形成任意的相位分布的反射型的光學元件的 示意圖。反射型的光學元件100由在基板100上二維陣列狀地形成的反射型相位賦予元件 110構成。能夠將使用了液晶矩陣的空間光調制器用作這樣的陣列狀的反射型相位賦予元 件。通過使用這樣的反射型的光學元件100,基于未圖示的陣列狀的控制信號，使參考光反 射的情況下，能夠對光束內賦予任意的相位分布。
[0116] 圖20是表示對參考光的光束內賦予與半徑的平方成比例的相位分布的反射型的 光學元件的示意圖。圖中，反射型的光學元件100由透鏡110、致動器111和反射鏡112構成。 該元件中通過用致動器111使透鏡110在X方向上移動，能夠控制在反射鏡112上聚光的參考 光的離焦狀態(tài)。眾所周知，離焦的波前像差具有與半徑的平方成比例的相位分布，所以通過 利用這一點，能夠對被反射鏡反射的參考光賦予離焦像差。另外，賦予的相位的大小能夠與 致動器的移動量成比例地控制。由此，即使不使用圖18所示的空間相位調制器，使用廉價的 部件，也能夠提供使對參考光賦予的相位分布可變的反射型光學元件。
[0117] 圖22是表示對參考光的光束內賦予了任意的相位分布的情況下的x-y方向上獲得 的觀測圖像的示意圖。本發(fā)明中，使用空間光調制器等變更對參考光的光束內賦予的相位 分布同時進行對象物的觀察也是有效的。圖22(a)是表示在標準的條件下獲得的生物體細 胞的x-y像的示意圖?？梢缘玫礁骷毎?00的中央部分的細胞核601的亮度較高的像。這是因 為相對于光的波長(大致0.4~2μπι)，細胞核的尺寸較大(約ΙΟμπι)，正反射成分與漫反射成 分相比更大。另一方面，圖22(b)中，是表示為了提高物鏡焦點上的光斑的空間分辨能力而 改變空間光調制器的條件，強調來自更細微的組織的反射光而獲得的x-y圖像的示意圖。如 圖所示，能夠獲得細胞內小器官602(線粒體、高爾基體等）的亮度相對地比細胞核601更高 的圖像。
[0118] 圖23是表示改變參考光的強度分布或相位分布同時獲得圖像的本發(fā)明的光學測 量方法的流程圖。此處示出了N次獲得圖像的情況。首先進行裝置和測量條件的初始化 (S21)對參考光的光束內賦予規(guī)定的相位分布(S22)。按照該參考光的條件使物鏡的焦點掃 描而根據(jù)檢測信號獲得圖像(S23)。反復N次（S24)之后，顯示得到的N個圖像(S25)。本方法 中，能夠自動地獲得多個圖22所示的圖像等。另外，例如想要獲得如圖22(b)所示的強調細 胞內小器官的圖像的情況下，測量者從得到的η幅圖像中判斷最佳的圖像，將其作為初始條 件支持賦予其他的相位或強度分布的參數(shù)，反復測量，從而最終能夠得到最佳的圖像。
[0119] 另外，通過使用圖18所示的光學元件作為圖1的測量裝置中的反射型光學元件 100,對于生物體試樣，能夠得到更高適應性的觀測結果。
[0120] 如上所述，本發(fā)明中，通過對參考光的光束內賦予相位分布，能夠減少邊界反射的 影響（圖8)，通過對參考光的光束內賦予強度分布，能夠控制測量分辨能力（圖21)。本發(fā)明 中，也可以容易地將其組合，通過對參考光的光束內賦予相位分布和強度分布，能夠同時得 到以上示出的效果，且將檢測的光信號的大小控制為規(guī)定的量等。
[0121] 【實施例3】
[0122] 實施例1、2說明了圖1所示的光學測量裝置，但對于驅動光學系統(tǒng)整體的例子，用 圖24進行說明。
[0123] 圖24是表示本發(fā)明的光學測量裝置的實施方式的其他示意圖。與圖1的實施方式 的不同，在于本實施方式中，不使用致動器507,而是用步進電機600使光學系統(tǒng)500移動同 時進行測量這一點。本實施例中，與圖1的實施方式相比可動部的重量增加，測量時間增加， 在這一點上較差，但因為光學系統(tǒng)500是一體的，所以機械剛性高，并且內部的光程不變化， 所以在能夠獲得S/N比優(yōu)良的高品質的圖像的方面優(yōu)秀。
[0124] 此處示出了使光學系統(tǒng)500作為整體移動同時進行測量的例子，但使光學系統(tǒng)500 固定、用未圖示的步進電機使觀測對象508同樣地移動同時進行測量也是容易的。測量對象 小且輕的情況下，這樣在縮短測量時間的方面優(yōu)秀。
[0125] 【實施例4】
[0126] 實施例1中說明了使用相位分集零差(Phase Diversity Homodyne)的例子，但本 實施例中說明應用于通常的OCT裝置的例子。
[0127] 圖25是表示本發(fā)明的光學測量裝置的實施方式的其他示意圖。與圖1的實施方式 的不同，在于本實施方式中，不使用致動器507,而是使用透鏡550、552、553、光纖551、光檢 測器554代替相位分集零差光學系統(tǒng)，直接測量信號光與參考光的干涉強度這一點。本結構 中，光源501使用與激光相比相干長度更短的SLD等低相干光源，通過用未圖示的步進電機 使反射型光學元件100沿移動方向555進行位置調整，而實施測量。此時，來自觀測對象508 的反射光中，在光檢測器554上與參考光的光程的差比規(guī)定長度短的成分，因干涉而被強 調。信號處理部523中，通過對用光檢測器554變換為電信號的干涉信號實施包絡檢波處理， 能夠實施測量。本結構中，因為不使用相位分集零差法，所以不能夠得到來自觀測對象的反 射光的相位信息，但是光學系統(tǒng)的結構變得簡單，在裝置的低成本化的方面優(yōu)秀。
[0128] 其中，本發(fā)明不限定于上述實施例，包括各種變形例。例如，上述實施例是為了易 于理解地說明本發(fā)明而詳細說明的，并不限定于必須具備說明的所有結構。另外，能夠將某 個實施例的結構的一部分置換為其他實施例的結構，或者在某個實施例的結構上添加其他 實施例的結構。另外，對于各實施例的結構的一部分，能夠追加、刪除、置換其他結構。
[0129] 符號說明
[0130] 100:反射型光學元件
[0131] 101:基板
[0132] 102:金屬層
[0133] 103:電介體層
[0134] 110:陣列狀的反射型相位賦予元件
[0135] 150 :假想孔徑
[0136] 500:光學系統(tǒng)
[0137] 501:光源
[0138] 502:準直透鏡
[0139] 503、513:λ/2 波片
[0140] 504:偏振分束器
[0141] 505、509、514:λ/4 波片
[0142] 506:物鏡
[0143] 507:物鏡致動器
[0144] 508 :觀測對象
[0145] 511:干涉光學系統(tǒng)
[0146] 512:半反射分束器
[0147] 515、516:聚光透鏡
[0148] 517、518:沃拉斯頓棱鏡
[0149] 519、520:電流差動型的光檢測器
[0150] 523:信號處理部
[0151] 525:圖像顯示部。
【主權項】
1. 一種光學測量裝置，其特征在于，包括： 出射激光的光源； 使從所述光源出射的激光分束為信號光和參考光的光分束部； 將所述信號光會聚在觀測對象上的聚光單元； 使被所述觀測對象反射的信號光與所述參考光合束而生成干設光的單元； 對所述參考光的光束內賦予規(guī)定的相位分布和強度分布中的至少一者的單元； 檢測所述干設光的檢測器;和 基于來自所述檢測器的信號生成所述觀測對象的層析圖像的圖像處理部。2. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予相位分布和強度分布中的至少一者的單元是賦予圓錐型的相位分布的單元。3. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予相位分布和強度分布中的至少一者的單元是賦予用下式表示的相位分布的 單元：其中，Φο是賦予的相位的最大值，R是檢測透鏡孔徑的半徑，（化A化是參考光的基于光 程的相位，A是振幅，X和y是檢測透鏡的孔徑上的各個點。4. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予相位分布和強度分布中的至少一者的單元是賦予用下式表示的相位分布的 單元：其中，Φο是賦予的相位的最大值，R是檢測透鏡孔徑的半徑，（2π/λ化是參考光的基于光 程的相位，A是振幅，r是由檢測透鏡的孔徑內的位置(x，y)和檢測透鏡的孔徑半徑R決定的 歸一化半徑。5. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予相位分布和強度分布中的至少一者的單元是賦予階躍狀的相位分布的單元。6. 如權利要求5所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予階躍狀的相位分布的單元將所述參考光的光束分為內周側和外周側并對所 述內周側賦予相位差。7. 如權利要求5所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述階躍狀的相位分布中，在檢測透鏡孔徑內賦予的相位為零的區(qū)域和賦予的相位為 V2的區(qū)域的面積大致相等。8. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予相位分布和強度分布中的至少一者的單元是賦予階躍狀的強度分布的單元。9. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予相位分布和強度分布中的至少一者的單元是賦予多個相位分布和/或強度分 布的空間光調制器。10. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述賦予相位分布和強度分布中的至少一者的單元是改變所述參考光的離焦狀態(tài)的 單元。11. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 所述干設光是相位關系互不相同的4束干設光，各干設光被所述檢測器檢測。12. 如權利要求1所述的光學測量裝置，其特征在于： 包括驅動部，其將所述光源、所述光分束部、所述聚光單元、所述生成干設光的單元、所 述檢測器作為一體進行驅動。13. -種光學測量方法，其特征在于： 使激光分束為信號光和參考光， 經(jīng)由能夠視為平面的邊界面將所述信號光聚光照射到Ξ維形狀的觀察對象， 使從所述觀察對象反射的信號光與對光束內賦予了規(guī)定的相位分布和強度分布中的 至少一者的所述參考光干設， 檢測進行了所述干設而得到的干設光， 基于進行所述檢測而檢測出的檢測信號生成所述觀察對象的層析像。14. 如權利要求13所述的光學測量方法，其特征在于，多次反復進行W下步驟來合成所 述層析像： 對所述參考光賦予相位分布的步驟;和 從使用賦予了所述相位分布的參考光而生成的所述干設光的檢測信號獲得圖像的步 驟。15. 如權利要求13所述的光學測量方法，其特征在于，改變所述相位分布或強度分布的 同時多次反復進行W下步驟來合成所述層析像： 對所述參考光賦予相位分布和強度分布中的至少一者的步驟;和 從使用賦予了所述相位分布和強度分布中的至少一者的參考光而生成的所述干設光 的檢測信號獲得圖像的步驟。
【文檔編號】G01N21/55GK105973845SQ201610091433
【公開日】2016年9月28日
【申請日】2016年2月18日
【發(fā)明人】峰邑浩行, 大澤賢太郎
【申請人】日立樂金光科技株式會社