专利名称：用于希耳伯特相位成像的系统和方法
用于希耳伯特相位成像的系统和方法背景技术光学显微技术是一 种在生物学和医药学中常用的研究方法。 众多的生物学样品(包括活细胞)在可见光的照度下是完全透明 的而且本质上表现为相位物体。通过将相位信息变换为明暗度的分布，相技术和Nomarski显孩W支术为几乎看不见的4羊品纟是供 了对比，并显现出生物系统的结构上的细节。然而，通过上述才支 术获得的关于照明场的相位移动的信息只是用于定量分析的。来 自具有高精确度和低杂波的透明物体的恢复定量分析相位信,包-允^P测量生物学的研究中的结构和动态。用干涉仪测量和非用干 涉测量的技术都已经被建议在生物才羊品的定量相位成 像种使 用。同样，傅立叶相位显微技术(FPM)也已经被研发为一种超 低杂波的相位成像方法。由于时间周期的延长中的次纳米相位的 稳定性，FPM适用于从秒数到细胞的生命周期的时间量程内的生 物系统的动态研究
发明内容
细胞级中的大多凄t过程，包括细月包溶质动力学、细月包膜变异、 神经系统的活动，出现在下至毫秒范围的较短的时间内。因此，允许以kHz帧频俘获全场的定量相位图像的显微技术能够对生 物系统进行测量。已经发现时间变化域中的复解析信号的形式在光学领域有 着广泛的应用。尤其是，复解析信号中的实虚部之间的希耳伯特变换关系已经被用于从单一的时间干涉图中恢复相位移动。本发 明涉及用于定量的相位成^f象的系统和方法，参考希耳伯特相位显微技术(HPM),其允许来自单一的空间干涉图的全场相位图像 的恢复。在HPM中，单次拍4聂的相位成像通过记录i殳备(例如，成 像传感器)仅被限制在帧俘获率的范围内。成像传感器的实施例 包括数字成像检测器，例如，电荷耦合设备(CCD)或者COMS 成像阵列。这与相位移动4支术形成对比，其中用于恢复单一的相 位图〗象需要众多的录^f象。此外，HPM为相位展开4是供准备，其 使得相位物体的研究远远大于光的波长研究。优选的是，成像设 备具有至少200,000象素，其可以以至少10帧/秒的速度进行收 集，而且优选的是，超过100帧/秒。优选的实施方案中将来自单一光源的光沿着参考路径和才羊 品路径分解。沿着样品路径的光被引导通过被测量的样品或物 体，和沿着参考路径的光通过调制装置进行调制，以致当来自样 品的光与调制参考光结合时，能被成像传感器所检测的干涉图案 就会产生。调制装置可以是，例如，旋转反射镜或活动透镜。本 发明的优选的实施方案可以包括纤维光学器件以将光连接到物 体上(例如，组织),人而成^f象。可以4吏用激光或不同波长的其他j 的高相关光源。计算机或其他数据处理器或图像处理器可以被连 才妄到成像i殳备的输出上以处理图傳Jt据。在优选的实施方案中， 数据处理器与软件程序编程以处理图像，这是利用视场中的选定 点作为参考点来首先滤除杂波实现的。然后，图像进行希耳伯特 变换以获取处理后的图像。对使用了滤波器之后得到的干涉图中 进行傅立叶变换以获取被过滤后的图像数据。其后是适用逆傅立 叶变换以获取交迭的和展开的相位图像。这提供了关注物体的定 量相位图像。
本发明优选的实施方案可以包括才艮据本发明的希耳伯特相 位成像的配置，其中光学几何条件被设置为透射或反射的成像。 在优选的实施方案中，倒置的显微几何条件可以与用于结合参照 物图像和样品图像的光束分解器 一 并使用。反射测量可以通过贴 上反射材#+来进行，例如，将聚苯乙烯5朱粒附着到细月包膜上。然 后，相干光可以被反射出所述材料以获取干涉图。这可以用于测 量隔膜的机械性能，例如，剪切模量或弯曲系数。本文所描述的 过程可以在，例如，人体外部或哺乳动物的组织或体液或者人眼 夕卜部的其4也组织中4吏用。本发明为非生物应用以及生物应用而提供；例如，本发明可 以为对于光纤维和/或其 <也的透明或半透明的物体或材并牛(包4舌晶 体结构)的相位轮廓的研究提供准备。
附图1举例说明根据本发明的成像系统的优选实施方案。附图2a-2h举例说明获取的图像，包括a)透射亮度图像； b)干涉图；c)正弦曲线信号；和d)从a)中显示的矩形区域 中测量得到的交迭相位；e)全场的展开相位；f)全场的定量相 位图像；g)通过f中的相位图像和指示模拟配合的连续线条的 横向轮廓；h)全血涂片(放大倍率为40)的HPM图像；显示 出5um的度量杆；灰色的度量杆显示a-c的亮度级别，和d-h 的相位弧度。附图3a-3d显示的是获取的图像，包括a)水滴的HPM图 像；色彩杆显示微米范围内的厚度和度量杆为10um; b)附图3a 的点0的路径长度波动；显示出标准偏差；c)蒸发过程中的滴 液质量(毫孩W鼓克为单位)的时间变化；d)蒸发过程中滴液的 混合厚度；在a3.4s的时间间隔和连续帧之间的10.3ms内收集的 数据。附图4举例说明根据本发明的成像系统的优选的实施方案。附图5a-5c举例说明获取的图像和数据，包括a)全血涂片 的定量相位图像；RBCs(红血球)的体积用毫微樣i升表示和色 彩4干为弧度，和b)与区域0相关的空间标准偏差的时间波动， 和c )作为平均帧的函凄史的时间平均凄t sigma.sub.s 。附图6a-6d举例i兌明在10秒、周期中与红血J求有关的外形变 化的定量"i平定。附图7a-7i举例说明获取的图像和数据，包括a-e) 4秒周 期中的溶血作用的各个阶段；和f-h)正如显示出的那样，对应 t = 0.5s, 1.0s和1.5s的乂人纟田月包中分离的血色素的才目4立图<象；i)在 4秒的周期中与细胞(附图7f中用箭头表示)外的点有关的细胞 体积变化和光^各径长度移动。附图8是根据本发明的优选实施方案的使用软件程序以处理 图傳H据的处理流程。
具体实施方式
附图1中举例说明了本发明的优选的实施方案。在该实施方 案中，氦氖激光被用作Mach-Zender成像干涉仪20的光源10。 第一光束分离器12分离来自光源IO的光以形成干涉仪的两条光 路，分别包括参考光束14和样品光束16。反射镜18将样品光束 16反射到冲羊品或物体25上。干涉4义20的每条光路都有两套》文大 倍率为M = 20的望远镜系统，每套望远镜系统包括物镜22, 24 和透镜26, 28。第二反射镜30将参考场反射到第二光束分离器 32上。参考场40的方向是可以调节的，例如，通过反射4竟30 的可禎^t的移动以倾杀牛参考场40。图〗象传感器42，例如，CCD, 可以在透4竟26， 28的共有的傅立叶平面上定位，在此形成样品 场44的精确(放大)复制。为了产生相对于CCD图像传感器42 的x轴和y轴成45度角定位的统一条紋结构，参考场40 (通过 光束分离器32反射到CCD图像传感器42上)稍微倾斜于样品 光束44。在所述实施方案中使用的CCD ( C770, Hamamatsu光 子学)具有在480 x 640象素的全分辨率上的291帧/秒的俘获率。 也可以使用更高的分辨率和俘获率。图像数据从传感器42中传 送到处理器或计算才几120中以分一斤和显示。对于症会定的冲羊品25,图l象平面上越过x轴或y轴的空间上变 化的辐射度具有以下形式<formula>formula see original document page 11</formula> 《l》其中IR， Is分别是参考的和样品的辐射度分布，q是条紋的 空间频率，和())是与物体25有关的空间上变化的相位，关注的tt 量。方禾呈式(1)类4以于Michelson中的时间干涉和其4也的干涉 仪的描述，其中q对应于由声光调制器或移动的反射镜所导致的 频率变化。对于此处关注的透明物体，I"皮认为是x的弱相关。 通过调节系统的》文大倍率，可以选择空间频率q以匹配或超过4义 器的数字孔径所允许的最大频率，以保护衍射极限的分辨率。正弦曲线项《〖力"2# 8〖讽"^&》〗可以通过傅立叶高通滤波独立出 来。其跟随复解4斤信号，z(x),相关的实函数u (x)可以/人以 下公示中获得<formula>formula see original document page 11</formula> 《2》
方程式(2)中，右边的虚部代表理论值(p)的整数，可以 确i人为u (x)的希耳伯特变才奐。因此，相位光i普，O(x),相关 的复解析信号z (x)可以通过以下方程式计算<formula>formula see original document page 12</formula> (3》请注意z (x)显示频率为q快速相位调制，因此，O是强交 迭的。然而，由于q高于物体的空间频率部分，展开的程序有效 地工作。最后，与物体有关的相位，小(x)求才艮简化为<formula>formula see original document page 12</formula> 《4》所述程序可以用于恢复例如光纤维的相4立4仑廓。在优选的实施方案中，本发明为用于恢复具有直径为100um,折射指^t为 1.457的纤维核子的光纤维的相位轮廓的仪器和方法作准备，金 属包裹层的外径为110um, 4斤射指凄t为1.452。在该实施例中， 纤维被沉浸到丙三醇中以更好地模拟相位物体。样品(附图2a) 的传输亮度图像显示出低的对比度，其是样品透明度的表征。附 图2b - d代表再现次序中的中间步骤并对应于附图2a中的矩形 区域。该区域包括丙三醇/金属包裹层和金属包裹层/核子界面。 -陂CCD (附图2b)记录的干涉图是经过^f專立叶变换和高通滤波 的，以致可以获取正弦曲线信号(附图2c)。为了获耳又与实信号 有关的复解析信号，二维的傅立叶变换被计算和负空间频率被压 缩。根据逆傅立叶变换的实施，可以获取4叉才是供关于物体相位的 信息的复二维信号，正如方程式2所描述的那样。强交迭和展开 的相位图像分别显示在附图2d和附图2e中。光纤维的定量相位 图Y象可以通过减去线性相位来获取，而且在附图2f中有所描述， 横截面显示在附图2g中。连续的直线代表的是模拟配合，丙三 醇的折射指凄史作为可变参凄t。对于最好的配合来i兌，丙三醇的4斤
射指数的值为n= 1.467,其近似于已知的值。
本发明优选的实施方案在生物测量中使用HPM,例如，组织 或体液(例如，来自全血涂片的红血球)的相位图像的量化参数。 附图2h显示的是所述图像的实施例，其中个别细胞和细胞的凝 块很容易被识别。缺乏核子以及主要的细胞器官的红血球可以被 模拟为光均质物体。因此，来自HPM图像的相位信息可以转换 为厚度信息，该厚度信息直接提供，例如，细胞形状和体积的参 数。在该实施例中，数据的记录时间为10.3ms和样品通过在两 片叠层中夹入全血滴来准备。
因此，根据本发明的优选实施方案，HPM可以提供透明样品 的定量相4立图<象。此外，该方法可以测量相4立物体，所述相4立物 体的相位轮廓远远大于用于举例说明的光的波长。上述重要特征 源于强加在图像上高空间调制，其在相位图像中产生好的限定交 迭点，从而推进展开程序。因此，HPM获取来自单次拍才聂测量 的定量相位图 <象的性能允许监测透明的或可传1#系统中的快速 动态过程。
本发明的又一个优选实施方案为透明介质中的快速过程的 研究而提供，例如，分析微米大小的液滴的蒸发。附图3a显示 的是喷溅在显微镜载物片上的水滴的FPM图像。z轴的信息表明 水滴的厚度明显小于其横向大小。为了监测蒸发现象，333幅相 位图像的系列以10.3ms的时间间隔进行记录。由于每一个相位 图^f象都是乂人一个CCD记录中获耳又的，这对于消除两条干涉4义光 路之间的杂波不是必需的，其提供的显著优势超过相位移动技 术。在连续的帧之间的杂波并没有^f吏相位图傳^莫糊，相位图Y象可 以通过每一幅图{象在#见场范围内的固定点上^寻到方Y更:t也显示。参 考点在附图2a中用"R"表示。为了量化出现在相位图像系列中
的剩余的4黄向杂波，与附图3a中指示的点0有关的时间3各径长 度的波动^皮记录。上述波动^皮均分在对应于成^f象光学系统(0.45 x0.45um2)的衍射极限斑点的区域上。上述波动的标准偏差的 值为1.32nm,正如所示，其表明纳米路径长度的灵敏度可以在毫 秒时间范围内获得。附图3c显示的是在记录过程中的滴液质量 的变化，从HPM图像中计算出来。对于衍射极限的横向分辨率 和当前相位的灵敏度，HPM对非常微小的水蒸发体积很敏感， 在10—18公升的阶次上。此外，定量的相位图像提供有关均质结构 的详细的三维信息。因此，与蒸发的滴液有关的最大厚度的时间 相关可以^皮容易地评估(附图3d)。与质量的时间变化相比，这 些曲线明显地表现出不规则(有时是无变化的)，其表示出在蒸 发的过程中形状上的变化的间断特性。
本发明的优选实施方案提供了各种优势。例如，才艮据本发明 的希耳伯特相位显微技术可以恢复来自具有纳米级灵敏度的单 次拍摄测量的高横向分辨率定量的相位图像。复解析信号适用到 空间域中是以模拟为基础的，其存在于描述电磁场的时间和空间 波动的方程式中。HPM提供用于测量透明介质中的快速现象的 方法，包4舌生物系乡克和活细月包的动态过禾呈。
现在回到附图4，本发明的又一个实施方案在倒转的几何条 件中使用希耳伯特相位显微技术的原理以提供高速和高灵敏度 的定量的相位显孩U支术60。倒转的几何条件尤其适用于活细l包的 研究。用于定量的生物显孩"支术的方法的可能性已经通过以量化 毫秒时间范围内的具有纳米i 各径长度灵壽丈度的红血3求的外形和 波动4寻到"i正明。
参考附图4,优选的实施方案在通过与倒转的显孩^支术60结 合来扩展HPM。光源50,例如，氦氖激光(X = 632nm)通过第 一反射镜52和第二反射镜54连接到1 x 2的单模式中，纤维光
学耦合器56和通过纤维分离器58分离到参考光路64,包括第一 纤维耦合器输出66和瞄准仪68,以及分离到样品光路62中，包 括第二纤维耦合器输出72和瞄准仪74。提供通过的样品光^各的 第一输出场起到为装备有100X物镜88的倒置显微镜80照亮场 的作用。管状的透镜90是这样的，以致样品85的图〗象通过光束 分离器体92在图^f象传感器CCD IOO的平面上形成。第二纤维耦 合器输出66被瞄准仪68所瞄准并通过望远镜系统扩展，包括第 二显微镜的物镜70和管状透镜90。参考场光束可以通过平面波 接近，其与样品图像场96相干涉。参考场94相对于样品场96 倾斜(例如，通过调整瞄准仪68),以致可以以相对于CCD 100 的x轴和y轴的45度的角度获得统一的条紋。4吏用的CCD (C7770, Hamamatsu光子学)具有在640 x 480象素中全分辨率 的291帧/秒的俘获率，而且CCD IOO被连接到计算机120上或 由计算机120控制。在该实施例中，参考光路中的物4竟3和管状 透4竟90之间的焦距，f，为250mm。
与 一个方向上的干涉图有关的空间辐射度通过上述的方程 式1给出，其中IR， Is (x)分别是参考辐射度分布和样品辐射度 分布，q是条紋的空间频率，和小(x)是与物体85有关的空间上 变化的相位，在解析中())(x)是重要的关注数量。如上所述，使
用高通空间滤波以得出正弦曲线项"W4^⑤stgx—W]，以及如 上所述，通过适用方程式2中的希耳伯特变换以获取复解析信号， z (x),(从而相位光语，O (x)通过方程式3),再次，通过方 程式4,量化c)) (x)可以对单次曝光的图^象进4亍恢复。
由于倒转的几〗可条件，新的HPM显樣W支术尤其适用于活细 胞的定量研究。为了i正明新的4义器具有在毫秒和纳米量级内量化 细胞结构的性能，红血J求(RBCs)的计时决断的HPM图像可以 获得。全血滴被夹入夹层中，而没有额外的准备。附图5显示的
是活的血细胞的定量相位图像。独立的血红细胞和凝块血红细胞很容易被识别。白血球(WBC)也可以出现在视场中。利用折射 指数分布为1.40和1.34的细月包和周围血浆，与RBCs有关的相 位信息可以容易地-故转化为细胞解剖图的纳米图像。此外，个别 的细胞体积可以评估；在附图5中，测量的体积(单位为毫微微 升被显示在个别的红血球下。为了消除连续帧之间的纵向杂波，每 一 幅相位图像被参考为 没有包含细胞的视场区域(由R标出)中的平均值。为了量41M义 器的稳定性和对细胞解剖图的动态变化灵敏度，1000幅图像集被 记录，以每10.3ms的时间进行俘获和杂波的分析在视场的第二 空区域中进行。所述区域中(附图5a中用0标识)3各径长度波 动的空间标准偏差，as,具有时间内确定的波动，依次以时间均 值<(78>为特性。as的时间相关在附图5b中有所描绘，平均值<CTs〉与平均帧的凄t量的对比显示在附图5c中。明显的是，仅通过 对2个连续帧进行平均，〈CTs〉就被降低以少于lnm。杂波评估 证明4艮据本发明的优选实施方案的倒置的HPM 4义器能够在次纳 米量级的范围内提供关于生物系统的结构和动态的定量的信息， 例如，RBCs。活的红血球的显著的动态变化的实施例显示在附图6a和附 图6c中。对应于红血球的相位图像显示在附图5a中并以10.3ms 的间隔俘获，而且表示1,000帧数据集中的第一帧和最后帧。附 图6b和附图6d显示的是细月包在两个阶段中的水平和垂直的厚度 轮廓，精确度为纳米级。令人感兴趣的是，细胞外形的显著变化 是由于与临近的白细胞的快速的相互作用，在图像的较低的左侧 (正如附图5a中的WBC)。这将导致容易#1 HPM量化的快速不 对称形状变化。这一显著的结果不能通过例如原子力或电子显 微技术进行定量分析。 溶血作用(RBC "细胞溶解，，)是一种现象，其中血红细胞 的隔膜^皮裂而且细月包失去其血色素成分。所述过程最近在光透明 的背景中得到研究。利用HPM仪器，以10.3毫秒的俘获时间， 1,000幅相位图像序列可以用于动态量化作为细胞的自发溶解结 果的细月包中的变化。附图7a-7e描述的是在溶血作用的各个阶賴: 中细月包体积的减少。清注意细月包不同寻常的扁平外形。由于分离 的血色素的相位移动可以在附图7f-7h中观察到，其中只有细胞 周围的区域被表示，以避免灰度的饱和度。隔膜破裂是高度定位 的，正如附图7f-7h中所表示的不对称那样，而且血色素从细胞 的点源明显扩散。RBC体积在过禾呈中^皮评估而且其时间相关在附 图7i中被描绘。在高速动态过程中，细胞的体积在小于4秒的时 间内减少50% (信号在2幅帧中进行平均)。乂人另一方面来i兌， 与非常4妄近细J包的点有关的相位移动达到大约1秒内的9nm的稳 定状态的最大程度。为了改进信号为超灵敏测量的杂波，信号在 11x11象素的空间和时间超过10帧内进行平均。这些凄t据的作为 结果的标准偏差达到非常低的值，0.09nm。测量的相位移动与血 色素的局部浓度成线性比例；因此，在大约1500ms之后达到的 大致衡定的^各径长度移动可以解释为来自细胞和扩散过程的分 子的产生之间均衡的结果。进行希耳伯特相位显孩"支术的优选方法显示在附图8的流程 图200中。上述过程可以通过在计算才几上运4亍寿欠件来进行。首先， 才交准步骤202可以选择性地通过获取已知的样品图<象来进4亍，然 后可以用于去除系统中的背景杂波。步骤204中，将被测量的样 品被放置到载物台上和一个或更多的样品的干涉图像被收集。步 骤206中，将傅立叶变换适用到每一幅图^象上，然后在步骤208 中过滤图像。然后，在步骤210中，适用逆傅立叶变换，其后是 在步骤212中去除杂波。步骤214是相位展开和步骤216是获取 样品的其他定量特性的确定。
本发明的优选的实施方案包括才艮据本发明的希耳伯特相位 成像的配置，其中光学的几何条件被设定为传输和/或反射模式。本发明为非生物应用和生物应用而提供；例如，本发明为研 究光学纤维和/或其他的透明或半透明的物体或材并牛的相位l仑廓 而4是供。本发明的优选实施方案可以采用激光或其他的相干光源 作为光源的光学仪器的一部分。可以使用来自电磁光谱的紫外线 可一见范围或红外线区i或的波长。本发明的优势包括快速和简单地获取定量的图像数据。倒置 的希耳伯特相位显微技术能够在次纳米级和毫秒范围内测量细 胞的定量相位图像。倒置的几何条件使得新的仪器尤其适用于量 化细胞生物体，例如，没有限制，血红细胞隔膜装置的非4妾触特 征。例如活细月包的生物结构在明#见场照明下#皮*检制为是透明的。 相位差(PC)和微分干涉差(DIC)显微技术已被广泛用于推测 细月包的形态特;f正，而没有对外源性对比剂的需求。上述纟支术爿寻编 码在成像场中的相位的信息转化为最终图像的亮度分布。因此， 通过*会定的才羊品的光相位移动#:看作是强内源性对比剂，由于其 包含关于样品的厚度和折射指数的信息。从视场的点可以看到，成熟的红血细月包(红血王求，或RBCs) ^表了结构中在夹乏核子和 主要的细力包器官的非常特别的类型。因此，RBCs可以才莫拟为光 学的均质物体，即，它们产生局部的，光学的与其厚度成比例的 相位移动。因此，红血球的定量相位图像的测量提供细胞厚度轮 廓和对应于光波长的非常小的片断的精确度。所述的纳米量级的 形态信息提供关于生物物理特性和细胞的健康状态的洞察。具有 核子或光不可透的部分的细胞可以使用上文描述的反射过程进 行测量。 根据本发明的又一个优选实施方案提供了用于量化快速的生物现象的方法，例如，毫秒级的RBC隔力莫波动，4吏用希耳伯 特相位显微技术(HPM)作为傅立叶相位显微技术(FPM)的技 术补充。HPM将复解析信号的概念扩展到空间域中，并测量来 自 一个空间干涉图记录的定量相位图像。由于单次拍摄的特性， HPM俘获时间仅-陂记录设备所限制，并因此可以^皮用于精确地 以毫纟效秒时间或更少的时间来量化纳米级的3各径长度移动，在上 述范围内发生4艮多相关的生物现象。优选的是，图像在小于l秒 的时间周期内获取而且最常用的是小于100毫秒。作为结果的是， 动态事件的#见频记录可以在细月包级的范围内#1记录下来。尽管本发明结合特定的方法和装置已经得到描述，但是人们 将会理解以上描述是作为等^介的i殳备和方法的实施例而并非是 对本发明范围的限制，本发明的范围由以下的权利要求所限定。
权利要求
1. 一种用于物体成^f象的方法，该方法包括才是供光源，包括将被成像的物体的第一光程，第二光程 和成像设备；确定成傳^殳备相对于第 一 光程和第二光程的位置；确定第 一光程相对于第二光程的方向以形成条紋结构；获取条紋结构的图像；以及用希耳伯特变换处理图像以获取图像数据。
2. 根据权利要求l的方法，进一步包括以对于图像设备的正交 轴45度的角度来确定条紋结构的方向。
3. 根据权利要求1的方法，进一步包括对生物学材料进行成像。
4. 根据权利要求1的方法，进一步包括对组织进行成像。
5. 才艮据4又利要求1的方法，进一步包4舌在第一光程的^f專立叶平 面和4企测图 <象的第二光程上纟是供激光源和电荷耦合设备。
6. 根据权利要求l的方法，进一步包括获取物体的定量空间相 位图像。
7. 根据权利要求6的方法，进一步包括获取物体的空间相位图 像是通过对测量得到的空间数据进行傅立叶变换和高通滤波以获 取复解析信号的实正弦曲线信号的部分； 通过计算二维傅立叶变换来获耳又与正弦曲线信号有关的复解析信号和通过使用希耳伯特变换来压缩负频率；进行逆傅立叶变换以获取提供关于物体的相位信息的复二维信号；以及通过减去线性相位来获耳又定量的空间相位图 <象。
8. 根据权利要求l的方法，进一步包括为测量从哺乳动物身体上移除组织或血样品。
9. 根据权利要求l的方法，进一步包括确定来自样品的图像的 样品的大小。
10. 根据权利要求1的方法，进一步包括确定样品中的物体的体积。
11. 才艮据斥又利要求1的方法，进一步包括对血细胞进4亍成像。
12. 根据权利要求1的方法，进一步包括测定红血J求或白血球的 特性。
13. 根据权利要求l的方法，进一步包括测量图像中的杂波部分 和/人图<象中移除杂波部分。
14. 根据权利要求1的方法，进一步包括获取有被物体反射的光 的图像。
15. 根据权利要求14的方法，进一步包括将反射材料附着到被 测量的物体上。
16. 根据权利要求15的方法，进一步包括将聚苯乙烯粒珠附着 到物体上。
17. 根据权利要求1的方法，进一步包括测量红血球的溶血作用。
18. 根据权利要求1的方法，进一步包括使用光学调制器对来自 光源的光进行调制。
19. 根据权利要求l的方法，进一步包括测量晶体材料。
20. 根据权利要求l的方法，进一步包括测量光学纤维。
21. —种希耳伯特相位成像设备，包括光源，第一光程，第二光程和成^f象设备，该成^f象设备被 定位以4妄收沿着第 一光程和第二光程传纟番的光；调制装置，该调制装置确定来自光源的光的位置以在成 像设备中形成可检测的条紋结构；以及处理器，该处理器接收来自成像设备的图像数据并对图 <象进4于希耳伯特相位变换。
22. 根据权利要求21的设备，进一步包括纤维光学设备，该光 学纤维设备将来自光源的光连接到第 一光程和第二光程中。
23. 根据权利要求21的设备，其中光束分离器结合被调制的参 考图^f象和样品图l象。
24. 根据权利要求21的设备，其中调制装置包括可以移动的反 射镜。
25. 根据权利要求21的设备，其中调制装置包括使第一光程相 对于第二光程倾斜。
26. 根据权利要求21的设备，其中样品被放置在相对于倒置的 显樣i镜的位置上。
27. 根据权利要求26的设备，其中倒置的显微镜包括样品载物 台，物镜，光束分离器和透镜，该透镜将光连接到定位于共 有的傅立叶平面上的成傳_设备中。
28. 根据权利要求22的设备，进一步包括纤维光学分离器，纤 维耦合器，第一瞄准仪，第二瞄准仪和第二物镜。
29. 根据权利要求21的设备，其中处理器包括在图像数据中进 行傅立叶变换的程序，在变换的图像数据中适用滤波器和在 -陂过滤的图像数据中进4亍逆傅立叶变换。
30. 4艮据权利要求21的设备，进一步包括血液样品或组织样品 的载物台。
31. 根据权利要求21的设备，其中光被样品反射。
32. 根据权利要求21的设备，其中光传输通过样品。
33. 根据权利要求21的设备，其中反射材料被定位在样品上。
34. 根据权利要求21的设备，其中成像设备包括CCD或CMOS 成像设备，输出象素至少为480x 640和以至少10帧/秒进行 操作。
35. —种成^f象i殳备，该成l象i殳备包括光源，第一光程，第二光程和相对于第一光程和第二光 程定位的成^f象i殳备；第一光禾呈包括物4竟； 样品，该才羊品相对于第一光程定位以^是供干涉图案；处理器，该处理器提供傅立叶变换和对图像数据进行滤 波器操作以提供样品的相位图像数据。
36. 根据权利要求35的设备，进一步包括旋转反射镜。
37. 根据权利要求35的设备，其中成像设备以至少10帧/秒的速 度进行收集。
38. 根据权利要求35的设备，其中处理器对图像数据进行希耳 伯特变换。
39. 根据权利要求35的设备，包括干涉仪。
40. 根据权利要求35的设备，包括显微镜。
全文摘要
休伯特相位显微技术(HPM)作为一种用于测量与光可穿透物体有关的高横向分辨率的定量相位图像的光学技术。由于其单次拍摄的特性，HPM适用于透明结构(例如，生物细胞)中发生的快速现象的研究。优选的实施方案用于测量生物系统，包括对红血球的测量，而且能够对毫秒范围内的动态过程进行量化，例如，可以用于举例说明对于蒸发的微米大小的水滴的测量。
文档编号G01N21/45GK101147052SQ200680009723
公开日2008年3月19日 申请日期2006年3月24日 优先权日2005年3月25日
发明者加布里埃尔·波普斯克, 拉曼查德·戴萨瑞, 池田高宏, 迈克尔·S·费尔德 申请人:麻省理工学院