Формирование и анализ изображений микроструктуры объектов в оптической когерентной томографии с перестраиваемой длиной волны и линейным полем освещения тема диссертации и автореферата по ВАК РФ 05.11.07, кандидат наук Пименов Алексей Юрьевич

• Пименов Алексей Юрьевич
• кандидат наук
• 2021

Оглавление диссертации кандидат наук Пименов Алексей Юрьевич

РЕФЕРАТ

SYNOPSIS

ВВЕДЕНИЕ

Актуальность работы

Объект исследования

Предмет исследования

Цель работы

Задачи исследования

Методы исследования

Научная новизна

Теоретическая и практическая значимость исследования

Основные результаты и положения, выносимые на защиту

Личный вклад автора

Апробация работы

Достоверность полученных результатов

Публикации

Структура и объем диссертации

ГЛАВА 1. АНАЛИЗ ОСОБЕННОСТЕЙ ФОРМИРОВАНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЯ В ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ

1.1. Особенности методов оптической когерентной томографии

1.2. Виды систем ОКТ

1.3. Спектральные характеристики источников излучения в оптической когерентной томографии

1.4. Анализ оптических схем ОКТ с линейным полем освещения

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ГЛАВА 2. ФОРМИРОВАНИЕ ИЗОБРАЖЕНИЙ В ОКТ-СИСТЕМАХ С ЛИНЕЙНЫМ ПОЛЕМ ОСВЕЩЕНИЯ

2.1. Анализ и обоснование выбора оптической схемы для ОКТ-систем с линейным полем освещения

2.2. Варианты построения осветителей для формирования линии на объекте

2.3. Исследование влияния метода освещения на чувствительность ОКТ-системы

2.4. Показатели качества изображения оптической системы спектральной ОКТ с перестраиваемым лазерным источником

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ГЛАВА 3. ИССЛЕДОВАНИЕ ХАРАКТЕРИСТИК СИСТЕМ ОКТ С ЛИНЕЙНЫМ ПОЛЕМ ОСВЕЩЕНИЯ

3.1. Исследование параметров лазерных перестраиваемых источников и оценка осевой разрешающей способности системы

3.2. Анализ характеристик фотоприемников применительно к ОКТ-системам с линейным полем освещения

3.3. Разработка и исследование вариантов оптических схем ОКТ-системы

3.4. Исследование динамического диапазона системы спектральной ОКТ с учетом конструктивных параметров реальной оптической системы и параметров фотоприемника

3.5. Анализ влияния точности позиционирования оптических компонентов на качество изображения оптической системы томографа. Разработка методики юстировки системы

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ГЛАВА 4. ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНЫЕ ИССЛЕДОВАНИЯ ОКТ-СИСТЕМЫ С ЛИНЕЙНЫМ ПОЛЕМ ОСВЕЩЕНИЯ

4.1. Описание экспериментального макета ОКТ-системы

4.2. Особенности регистрации сигнала перестраиваемого по длине волны лазера. Редискретизация данных с помощью модифицированного преобразования Фурье

4.3. Экспериментальные исследования образцов различной физической природы

ВЫВОДЫ ПО ГЛАВЕ

ЗАКЛЮЧЕНИЕ

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

ПРИЛОЖЕНИЕ 1. Конструктивные параметры вариантов оптической схемы ОКТ-системы

ПРИЛОЖЕНИЕ 2 Акты о внедрении результатов диссертационной работы

ПРИЛОЖЕНИЕ 3 Свидетельство о регистрации программы для ЭВМ

ПРИЛОЖЕНИЕ 4 Тексты публикаций

РЕФЕРАТ

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА ДИССЕРТАЦИИ

Введение диссертации (часть автореферата) на тему «Формирование и анализ изображений микроструктуры объектов в оптической когерентной томографии с перестраиваемой длиной волны и линейным полем освещения»

Актуальность работы

Оптическая когерентная томография (ОКТ) является одним из перспективных бесконтактных методов получения информации о внутренней структуре различных объектов. Метод характеризуется высокой разрешающей способностью, которая определяется малой длиной волны и свойствами когерентности света.

Принцип ОКТ состоит в освещении исследуемого объекта оптическим излучением с последующим определением степени отражения излучения по глубине среды. Таким образом, методом ОКТ можно получить послойное изображение внутренней микроструктуры исследуемого объекта.

Методы ОКТ обеспечивают наиболее высокое разрешение (до единиц микрометров) в сравнении с известными методами (магнитно-резонансная томография, ультразвуковое исследование, позитронно-эмиссионная томография) при восстановлении томографических изображений, представляющих трехмерную внутреннюю микроструктуру неоднородных объектов и сред на глубине проникновения оптического излучения со значительным диффузным рассеянием.

В настоящее время существует два основных метода ОКТ: корреляционный и спектральный. В корреляционном методе сканирование объекта по глубине осуществляется перемещением подвижного зеркала в опорном плече интерферометра. В системах спектральной ОКТ исследование микроструктуры объекта осуществляется при изменении длины волны излучения. Основное преимущество спектральных систем перед корреляционными состоит в их повышенном быстродействии за счет одновременного получения информации по глубине объекта, а не только в пределах длины когерентности излучения, как это имеет место в корреляционном методе.

Одной из наиболее перспективных технологий является спектральная ОКТ, использующая источник излучения с перестраиваемой длиной волны. Применение современных источников с перестраиваемой длиной волны в сочетании с высокоскоростными фотоприемниками дополнительно повышает быстродействие и улучшает качество получаемых томограмм при неконтролируемом смещении объекта исследования.

В связи с тем, что исследуемые образцы обладают очень малым коэффициентом отражения (10-2.. ,10-8), выбор метода освещения во многом определяет чувствительность ОКТ-системы. В настоящее время в серийных образцах наиболее широкое распространение получил метод точечного освещения объекта, где все излучение от источника фокусируется в пятно малого размера (примерно, 10.30 мкм). При этом происходит формирование одномерного сигнала по глубине сканирования, так называемого А-скана. Для получения изображения двумерной структуры ^-скана) в конструкцию прибора вводится подвижное зеркало, сканирующее исследуемый объект в боковом направлении. Наличие подвижного механического компонента является одним из недостатков таких систем: он вносит ограничение скорости построения томограмм и нелинейность изменения координаты бокового сканирования от времени, нестабильность при долговременной эксплуатации. Кроме этого, недостатком точечного сканирования является высокая плотность мощности излучения в точке освещения малого размера на исследуемом объекте, что не всегда допустимо, в частности, для образцов биологического происхождения.

Для отображения внутренней микроструктуры объекта без механического сканирования в системах спектральной ОКТ с перестраиваемой длиной волны возможно использование матриц и линеек фотоприемников в сочетании с методами освещения полного и линейного поля соответственно.

При использовании метода освещения полного поля равномерно освещается вся наблюдаемая область объекта, при этом регистрация сигнала осуществляется с помощью матричного фотоприемника. Из-за распределения энергии излучения по полю происходит падение интенсивности, вследствие чего необходимо повышать

время экспозиции камеры. При этом для достижения приемлемого уровня чувствительности резко снижается скорость визуализации томограмм.

Для повышения чувствительности в системах без механического сканирования целесообразно применение линейного поля освещения, позволяющего при регистрации сигнала на линейку фотодетекторов получать двумерное изображение (В-скан). Однако данный метод требует применения специальной анаморфотной оптической системы, разработанной при выполнении настоящей работы.

В ОКТ-системах в области биомедицины преимущественно используется ближняя ИК область спектра (900 - 1300 нм) из-за наличия «окон прозрачности» в биологических образцах. Для подбора оптимальных сочетаний материалов оптических компонентов требуется исследование их характеристик. При этом для данного спектрального диапазона для коррекции качества изображения не всегда возможно применение оптических стекол из каталога ГОСТ.

Помимо этого, в научных публикациях, посвященных ОКТ, практически не рассматриваются вопросы точности позиционирования компонентов оптических схем ОКТ-систем, анализа допусков и методов юстировки, которые влияют на качество изображения ОКТ-системы.

Таким образом, тема исследования является актуальной, так как классическая теория микроинтерферометров, рассматривающая вопросы их проектирования, не всегда применима к ОКТ-системам из-за специфических требований к оптической системе, которые определяются особенностями формирования интерферометрических сигналов от слабо отражающих и диффузно-рассеивающих объектов.

Объект исследования

Системы спектральной оптической когерентной томографии с перестраиваемой длиной волны для формирования изображения микроструктуры объектов.

Предмет исследования

Особенности построения систем спектральной ОКТ с перестраиваемой длиной волны и линейным полем освещения. Цель работы

Создание и исследование системы спектральной ОКТ с перестраиваемой длиной волны и линейным полем освещения для формирования и анализа изображений внутренней микроструктуры объектов.

Задачи работы

1. Анализ и классификация существующих ОКТ-систем с учетом выбора метода ОКТ, типа освещения, а также спектрального диапазона для исследования образцов.

2. Разработка и исследование ОКТ-системы с линейным полем освещения объекта, включающая:

о определение основных требований к оптической системе и исследование факторов, влияющих на разрешающую способность в ОКТ-системах;

о исследование чувствительности и динамического диапазона ОКТ-системы с линейным полем освещения;

о анализ допусков на позиционирование оптических компонентов в ОКТ-системе, разработка и исследование методики юстировки системы.

3. Создание экспериментального образца спектральной ОКТ-системы с линейным полем освещения и исследование характеристик системы.

Методы исследования

В процессе диссертационного исследования применялись аналитические методы, основанные на законах геометрической оптики и теории конструирования оптических систем при разработке вариантов модифицированных оптических схем микроинтерферометров с линейным полем освещения и разработке методики юстировки; методы математического и компьютерного моделирования при расчете конструктивных параметров оптических систем, оценке качества изображения и

анализе энергетических характеристик оптической схемы; экспериментальные методы при исследовании тест-образцов.

Научная новизна

1. Предложен подход к построению систем спектральной оптической когерентной томографии с линейным полем освещения и перестраиваемой длиной волны.

2. Проведены исследования чувствительности ОКТ-систем с электронным сканированием объектов. Получены сравнительные характеристики динамического диапазона, проведено сравнительное исследование влияния рассеивающей среды на чувствительность ОКТ-систем полного и линейного поля.

3. Определены требования к коррекции качества изображения оптической системы в спектральной ОКТ с перестраиваемой длиной волны. Разработаны варианты оптических схем для спектральной ОКТ, обеспечивающие минимизацию хроматизма положения.

4. Проведен анализ оптических схем микроинтерферометров с линейным полем освещения и получены соотношения, связывающие первичные погрешности позиционирования оптических компонентов в ОКТ-системе с погрешностью несовмещения изображения с линейным фотоприемником.

Теоретическая и практическая значимость исследования

1. Приведены аналитические соотношения для габаритного расчета модифицированных схем микроинтерферометров Линника и Майкельсона при формировании линейного поля освещения в ОКТ-системе.

2. Определены требования к лазерным источникам и линейкам светочувствительных ячеек для использования в спектральных ОКТ-системах с линейным полем освещения в зависимости от требуемой чувствительности и скорости визуализации.

3. Разработана методика юстировки ОКТ-систем с линейным полем освещения. Проведена ее экспериментальная апробация на макете ОКТ-системы.

4. Представлены варианты оптических схем и их конструктивных параметров для ОКТ-систем с линейным полем освещения.

Основные результаты и положения, выносимые на защиту

1. ОКТ-система для области спектра 1,26-1,36 мкм с перестраиваемым лазерным источником и линейным полем освещения с конфокальным диафрагмированием по одной из координат позволяет получать без бокового механического сканирования томограммы ^-сканы) образцов различной физической природы, в том числе с выраженным диффузным рассеянием, с частотой визуализации до 30 кадров/с.

2. Применение линейного поля освещения в ОКТ-системе позволяет обеспечить энергетическую эффективность системы, расширить динамический диапазон (с 72 до 96 дБ) и повысить помехозащищенность по отношению к рассеянному излучению в образце (в 2 раза), по сравнению с методом полного поля.

3. Оптическая схема ОКТ-системы с откорректированным хроматизмом положения в пределах диапазона перестройки лазерного источника позволяет обеспечить высокое осевое и боковое разрешение системы (8,6 мкм и 7,9 мкм, соответственно) в пределах глубины резкости изображающего канала системы (до 130 мкм в воздухе и 160 мкм в среде), а также при перефокусировке вглубь объекта исследования на глубину до 4 миллиметров.

4. Полученные аналитические соотношения позволяют провести в ОКТ-системе с линейным полем освещения анализ влияния первичных погрешностей позиционирования оптических компонентов на погрешность несовмещения изображения с линейкой светочувствительных ячеек, а также определить требуемые юстировочные компенсаторы и их параметры.

Личный вклад автора

В работе представлены результаты, полученные лично автором, либо в соавторстве. Результаты и положения, выносимые на защиту, получены при определяющем участии автора.

Апробация работы

Основные результаты диссертационного исследования докладывались и обсуждались на международных и всероссийских конференциях: XLV Научная и учебно-методическая конференция Университета ИТМО (2.02.2016 - 6.02.2016, Санкт-Петербург), V Всероссийский конгресс молодых ученых (12.04.2016 -15.04.2016, Санкт-Петербург), Международная конференция «Прикладная оптика-2016» (15.11.2016 - 18.11.2016, Санкт-Петербург), XLVI Научная и учебно-методическая конференция Университета ИТМО (31.01.2017 - 03.02.2017, Санкт-Петербург), SPIE Optical Metrology 2017 (25.06.2017 - 29.06.2017, Мюнхен, Германия), XLVII Научная и учебно-методическая конференция Университета ИТМО (30.01.2018 - 2.02.2018, Санкт-Петербург), VII Конгресс молодых ученых (17.04.2018 - 20.04.2018, Санкт-Петербург), Saratov Fall Meeting 2018 (24.09.2018 -28.09.2018, Саратов), Saratov Fall Meeting 2020 (29.09.2020 - 02.10.2020, Саратов).

Достоверность полученных результатов

Достоверность подтверждается соответствием теоретических результатов и экспериментальных результатов исследования. Результаты аналитических исследований подтверждаются результатами компьютерного моделирования в программном комплексе ZEMAX, а также при экспериментальных исследованиях на макете ОКТ-системы.

Публикации

Результаты работы представлены в 7 публикациях. В том числе 3 работы опубликованы в изданиях, входящих в перечень ВАК, 3 - в изданиях, входящих в системы цитирования Scopus/Web of Science. Получено 1 свидетельство о регистрации программы для ЭВМ.

Структура и объем диссертации

Диссертация состоит из введения, четырех глав, заключения, библиографического списка из 94 наименований, содержит 1 81 страницу основного текста, 85 рисунков и 39 таблиц.

ОСНОВНОЕ СОДЕРЖАНИЕ РАБОТЫ

Во введении обосновывается актуальность работы, формулируются цели, задачи, научная новизна, практическая значимость и основные результаты, выносимые на защиту.

В главе 1 проводится анализ научных публикаций в части особенностей формирования изображений в ОКТ, приводится обоснование основных задач исследования.

На основании анализа научно-технической информации сделан вывод о перспективности разработки системы спектральной ОКТ на основе источника с перестраиваемой длиной волны и линейным полем освещения для ближней ИК области спектра. Данный метод позволяет отказаться от бокового сканирования для получения B-скана за счет подвижных механических элементов, а также по сравнению с системами сканирования «от точки к точке», снижена плотность мощности излучения на объекте, что важно при исследовании биологических объектов, где максимальная допустимая мощность существенно ограничена.

В главе 2 выполнен анализ вариантов построения оптических схем ОКТ-систем на основе модифицированных схем микроинтерферометров Линника и Майкельсона. Приводятся результаты сравнительного анализа динамического диапазона ОКТ-системы в зависимости от выбора метода освещения, проводится оценка влияния рассеивающей среды на формируемый интерферометрический сигнал.

На рисунке 1 приведены варианты модифицированных схем для ОКТ-систем с линейным полем освещения. Для формирования линейного поля освещения на объекте в ОКТ-системе предложено использовать специальную конфигурация осветителя, включающая в себя анаморфотный оптический компонент (например, как показано на рисунке 1, цилиндрическую линзу).

Рисунок 1 - Варианты оптических схем ОКТ-системы с линейным полем освещения (а-модифицированная схема Линника, б- модифицированная схема Майкельсона). И - лазерный источник с перестраиваемой длиной волны, О - осветитель, ЦЛ - цилиндрическая линза, СД - светоделитель, МО -микрообъектив, Об - образец, ООТ - опорный отражатель, ПО - проекционный объектив, П - фотоприемник.

На рисунке 2 показан ход лучей через осветительный и проекционный каналы в случае применения линейного поля освещения в разработанной ОКТ-системе.

Рисунок 2 - Ход лучей через оптическую систему томографа с линейным полем освещения, КП - коллиматор пучка, Д- линейная диафрагма, К - конденсор, F'к - задняя фокальная плоскость конденсора, РМО - передняя фокальная плоскость микрообъектива, F'МО - задняя фокальная плоскость микрообъектива, ^по - передняя фокальная плоскость проекционного объектива.

В предложенной схеме расходящийся пучок от источника преобразуется в параллельный с помощью коллиматора пучка и направляется на анаморфотный оптический компонент, который формирует линию в своей фокальной плоскости, где устанавливается линейная диафрагма. Изображение освещенной диафрагмы перепроецируется в плоскость объекта (и, соответственно, опорного отражателя) с помощью системы конденсор-микрообъектив. Передняя фокальная плоскость микрообъектива, его апертурная диафрагма и задняя фокальная плоскость конденсора совмещены, что обеспечивает неизменность длины изображения линии на объекте не зависимо от положения плоскости фокусировки по глубине объекта. Распределение интенсивности излучения в форме линии, отраженного от объекта и опорного отражателя, проецируется с помощью системы микрообъектив-проекционный объектив, которые составляют проекционный канал.

В качестве анаморфотного компонента предлагается применение оптических элементов с рабочими поверхностями цилиндрической формы. Общим недостатком таких компонентов является неравномерное (близкое к гауссову) распределение интенсивности вдоль формируемой линии, что, в конечном итоге, приводит к снижению диапазона зондирования по глубине на краях поля. Для преодоления этого недостатка разработана конфигурация осветительного канала c гомогенизатором пучка, представленная на рисунке 3.

Рисунок 3 - Схема осветительного канала для линейного освещения с гомогенизатором пучка (ГП).

Для преобразования Гауссова пучка на выходе коллиматора (КП) в схеме применен гомогенизатор (ГП), представляющий собой телескопическую систему Галилея с увеличением 1х , где применяются линзы с асферическим поверхностями. Это позволяет получить близкое к равномерному распределение энергии вдоль линии, что является преимуществом в сравнении с известными решениями.

При визуализации микроструктуры образцов биологического происхождения с помощью ОКТ-системы помимо обеспечения равномерности освещения важно обеспечить возможность регистрации сигнала от слоев с малым коэффициентом отражения.

Для ОКТ-систем характерно, что на фотоприемник попадает излучение малой мощности, поэтому линейка (матрица) фотоприемников работает в режиме накопления. Для такого режима величина соотношения сигнал-шум в дБ составит

СДТО _ Ю ^ч

= ИпНс Г ()

где ^ - квантовая эффективность фотоприемника, Еш=1 Р1пикс(^т) - полная мощность излучения, пришедшая на один пиксел фотоприемника за время цикла перестройки по длинам волн, М - количество значений длины волны, V - видность интерференционных полос, Д£ - суммарное время регистрации сигнала для цикла перестройки по длинам волн, Я - средняя длина волны для диапазона перестройки, Ып - среднее число шумовых электронов, И - постоянная Планка, с - скорость света.

Для определения возможности визуализации томограмм биообъектов оценивалась максимальная величина динамического диапазона ОКТ-системы, т.е. отношение мощности сигнала, пришедшего от образца и опорного отражателя с коэффициентами отражения = = 1, к мощности шума.

Для анализа динамического диапазона были приняты следующие основные параметры ОКТ-системы: диаметр поля или длину линии освещения полагаем равной линейному полю микрообъектива в пространстве предметов у = 2 мм. Для системы линейного поля ширина линии освещения а = 0,015 мм.

Параметры фотоприемника и проекционного канала: размеры пиксела линейки и матрицы принимаем одинаковыми рх X ру = 0,0125 мм X 0,0125 мм,

количество пикселов в линейке (либо по горизонтали и вертикали матрицы) N = 1024, линейное увеличение проекционного канала Р = = = 6,4х.

Количество значений длины волны М = 1024.

Квантовая эффективность фотоприемника принята равной ц = 0,8, видность интерференционных полос V = 0,9, время регистрации сигнала Ы = 0,05 с (эквивалентно визуализации томограмм с частотой 20 кадров/с), количество шумовых электронов Ып = 150, коэффициент пропускания проекционного объектива приемного канала тПО = 0,94.

Результаты расчетов динамического диапазона для различных вариантов ОКТ-систем приведены в таблицах 1 и 2.

Таблица 1. Оценка динамического диапазона для вариантов ОКТ-системы

Тип системы Динамический диапазон ОКТ-системы (дБ)

ОКТ полного поля 75

ОКТ линейного поля 96

Как видно из таблицы 1, отношение сигнал-шум для систем ОКТ линейного поля существенно превышает 80 дБ, что является достаточным при исследовании образцов биологического происхождения с высоким коэффициентом рассеяния. С учетом порогового динамического диапазона 80 дБ была проведена оценка максимальной возможной скорости визуализации томограмм по формуле

ррс — У

Г'-^тах = . (2)

10вЫпЬ.с

Значение частоты регистрации кадров на фотоприемнике определяется выражением

В = РРБтахМ. (3)

В таблице 2 приведены сравнительные значения частоты регистрации сигнала и скорость визуализации томограмм 80 дБ для систем линейного и полного поля.

Таблица 2. Максимальная скорость визуализации томограмм (В-сканов) при = 80 дБ в центре поля_

Тип системы Скорость визуализации В-сканов (кадр/с) Частота регистрации В, кГц

ОКТ полного поля 5,7 5,9

ОКТ линейного поля 768,9 787,3

Из таблицы 2 видно, что частота визуализации томограмм (В-сканов) для систем с линейным полем освещения может достигать 768 кадр/с. Таким образом, при использовании метода линейного поля освещения в ОКТ-системе быстродействие ограничивается в первую очередь частотой считывания серийных линейных фотоприемников для ближнего ИК диапазона спектра.

Для системы полного поля при достаточном высоком уровне отношения сигнал-шум (80дБ) возможна визуализация с частотой, не превышающей величину 6 кадров/с.

Для сравнительной оценки помехозащищенности в ОКТ-системах с линейным и полным полем освещения была проведена оценка влияния рассеивающей среды на регистрируемый сигнал. Для оценки влияния рассеяния в образце было проведено моделирование прохождения излучения в ОКТ-системах полного и линейного поля в программном пакете 7БМЛХ в непоследовательном режиме.

В качестве исходной оптической системы выбрана схема Линника. В качестве тест-объекта использовалась периодическая кольцевая структура (рис. 4). Объект представляет собой зеркальные кольца с коэффициентом отражения поверхности 0,05. К объекту примыкает среда с рассеянными в ней случайным образом сферами диаметром 5 мкм, с показателем преломления 1,4 и коэффициентом пропускания 0,1. При моделировании применялась модель Ми-рассеяния в среде с однократным рассеянием на частицах.

Рисунок 4 - Тест-объект.

Для оценки влияния рассеяния величина мощности источника была подобрана таким образом, чтобы значения сигнала, пришедшего на приемник от объекта, без рассеивающей среды для систем с линейным и полным полем были равными (они приняты равными единице). Далее последовательно изменялась плотность рассеивающей среды в диапазоне величин от 0,2 • 107 см-3 до 3,8 • 107 см-3.

8 X

<5

0.00 -

1,6 2,0 2,4 2,8 3,2 3,6 4,0 -3

10 см Плотность частиц

Рисунок 5 - Уровень сигнала, пришедшего от объекта, в зависимости от плотности рассеивающей среды для систем линейного (сплошная линия) и полного поля (пунктирная линия) поля освещения.

Из рисунка 5 видно, что при увеличении плотности рассеивающей среды относительный уровень сигнала, пришедшего на приемник, для систем с линейным и полным полем освещения начинает заметно различаться. Так, для плотности частиц 3,8 • 107 см-3 уровень сигнала, пришедшего от тест-объекта, для системы с линейным полем освещения превышает уровень сигнала для системы с полным полем приблизительно в 2,6 раза, что подтверждает преимущество ОКТ-систем с линейным полем освещения при исследовании рассеивающих образцов.

Далее в работе сформулированы основные требования к качеству изображения в ОКТ-системах. В отличие от оптических микроскопов, где изображение объекта строится в одной горизонтальной плоскости, в ОКТ восстановление изображения микроструктуры происходит также по глубине образца, из-за чего важно обеспечить минимизацию хроматизма положения в заданном спектральном диапазоне.

Хроматизм положения в ОКТ-системе влияет на расположение пространства резко изображаемых объектов вдоль оптической оси (рисунок 6).

Рисунок 6 - Влияние хроматизма положения в спектральной ОКТ-системе.

Из рисунка 6 видно, что при наличии хроматизма положения в системе происходит уменьшение глубины резко изображаемого пространства <11. При этом для обеспечения максимальной глубины резко изображаемого пространства и заданного осевого разрешения оптическая система должна обеспечивать минимальное значение величины хроматизма положения.

Глубина резкости микрообъектива ОКТ-системы определяется известным

0 П2Л _ ;г

выражением ог = ——, где п - показатель преломления среды образца, А - средняя

А.

длина волны спектрального диапазона перестраиваемого источника, А - числовая апертура микрообъектива. Определим максимальную величину хроматизма положения как f\г — /'Я2, где , /'Я2- значение фокусного расстояния микрообъектива для граничных длин волн спектрального диапазона перестраиваемого источника Л1 и Я2, соответственно. Тогда с учетом влияния хроматизма положения формула для определения глубины резко изображаемого пространства на томограмме преобразуется к следующему виду:

* = 7Г ■— (/'я! — /'и) = — (/'л 1 — /'«). (4)

Таким образом, основные требования к коррекции качества изображения в системах спектральной ОКТ с перестраиваемой длиной волны состоят в минимизации хроматизма положения в системе, что может быть обеспечено с помощью подбора сочетаний материалов оптических компонентов ОКТ-системы.

В главе 3 определены характеристики ОКТ-систем в зависимости от параметров лазеров с перестраиваемой длиной волны и фотоприемников. Рассчитаны конструктивные параметры оптических схем, проанализированы требования к точности позиционирования оптических компонентов и приведена разработанная методика юстировки ОКТ-систем с линейным полем освещения.

Для ОКТ-систем проанализированы характеристики существующих моделей лазеров с перестраиваемой длиной волны излучения с центральной длиной волны около 1300 нм. Проанализированы варианты сочетания источников и фотоприемников, обеспечивающие их совместную работу и визуализацию томограмм с максимальной скоростью.

Для серийно выпускаемых лазеров была проведена оценка достигаемой разрешающей способности и диапазона по глубине объекта (таблица 3).

Список литературы диссертационного исследования кандидат наук Пименов Алексей Юрьевич, 2021 год

Литература

1. Гуров И.П. Оптическая когерентная томография: принципы, проблемы и перспективы. В кн.: Проблемы когерентной и нелинейной оптики / Под ред. И. П. Гурова, С. А. Козлова. СПб.: СПбГУ ИТМО, 2004. С. 6-30.

2. Drexler W., Liu M., Kamali T., Unterhuber A., Leitgeb R.A. Optical coherence tomography today: speed, contrast, and multimodality // Journal of Biomedical Optics. 2014. V. 19. N 7. Art. 071412. doi: 10.1117/1.JB0.19.7.071412

3. Зимняков Д.А., Тучин В.В. Оптическая томография тканей // Квантовая электроника. 2002. Т. 32. № 10. С. 849-867.

References

1. Gurov I.P. Optical coherence tomography: basics, problems and prospects. In Problems of Coherence and Nonlinear Optics / Eds I.P. Gurov, S.A. Kozlov. St. Petersburg, SPbSU ITMO Publ., 2004, pp. 6-30 (in Russian).

2. Drexler W., Liu M., Kamali T., Unterhuber A., Leitgeb R.A. Optical coherence tomography today: speed, contrast, and multimodality. Journal of Biomedical Optics, 2014, vol. 19, no. 7, art. 071412. doi: 10.1117/1.JB0.19.7.071412

3. Zimnyakov D.A., Tuchin V.V. Optical tomography of tissues. Quantum Electronics, 2002, vol. 32, no. 10, pp. 849-867. doi:

3 http://www.xenics.com/ru/camera/lynx-1024-cl

4 http://www.hamamatsu.com/eu/en/product/alpha/I/4005/4208/4121/G10768-1024DB/index.html4

5 http://www.xenics.com/ru/camera/cheetah-640-cl

4. Drexler W., Fujimoto J.G. Optical Coherence Tomography Technology and Applications. Springer, 2008. 1346 p. doi: 10.1007/978-3-540-77550-8

5. Bernstein J.J., Lee T.W., Rogomentich F.J. et al. Scanning OCT endoscope with 2-axis magnetic micromirror // Proceedings of SPIE. 2007. V. 6432. Art. 64320L. doi: 10.1117/12.701266

6. Dubois A., Moneron G., Boccara C. Thermal-light full-field optical coherence tomography in the 1.2^m wavelength region // Optics Communication. 2006. V. 266. N 2. P. 738-743. doi: 10.1016/j.optcom.2006.05.016

7. Oh W.Y., Bouma B.E., Ifftimia N. et al. Spectrally-modulated full-field optical coherence microscopy for ultrahigh-resolution endoscopic imaging // Optics Express. 2006. V. 14. N 19. P. 8675-8684. doi: 10.1364/OE.14.008675

8. Ford H.D., Beddows R., Casaubieilh P., Tatam R.R. Comparative signal-to-noise analysis of fiber-optic based optical coherence tomography systems // Journal of Modern Optics.

2005. V. 52. N 14. P. 1965-1979. doi: 10.1080/09500340500106774

9. Bonin T., Koch P., Huttmann G. Comparison of fast swept source full-field OCT with conventional scanning OCT // Proceedings of SPIE. 2011. V. 8091. Art. 80911K. doi: 10.1117/12.889630

10. Hammer D.X., Ferguson R.D., Ustun T.E., Bigelow C.E., Iftimia N.V., Webb R.H. Line-scanning laser ophthalmoscope // Journal of Biomedical Optics. 2006. V. 11. N 4. Art. 041126. doi: 10.1117/1.2335470

11. Nakamura Y., Makita S., Yamanari M. et al. High-speed three-dimensional human retinal imaging by line-field spectral domain optical coherence tomography // Optics Express. 2007. V. 15. N 12. P. 7103-7116. doi: 10.1364/OE.15.007103

12. Wanga J., Dainty C., Podoleanu A., Line-field spectral domain optical coherence tomography using a 2D camera // Proceedings of SPIE. 2008. V. 7372. Art. 737221. doi: 10.1117/12.831791

13. Yasuno Y., Endo T., Makita S. et al. Three-dimensional line-field Fourier domain optical coherence tomography for in vivo dermatological investigation // Journal of Biomedical Optics.

2006. V. 11. N 1. Art. 014014. doi: 10.1117/1.2166628

14. Fechtig D., Kumar A., Grajciar B. et al. Line field off axis swept source OCT utilizing digital refocusing // Proceedings of SPIE. 2014. V. 9129. Art. 91293S. doi: 10.1117/12.2052195

15. Chroma M.A., Sarunic M.V., Yang C., Izatt J.A. Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography // Optics Express. 2003. V. 11. N 18. P. 2183-2189.

16. Yaqoob Z., Wu J., Yang C. Spectral domain optical coherence tomography: a better OCT imaging strategy // BioTechniques. 2005. V. 39. N 6. P. S6-13. doi: 10.2144/000112090

17. Vadivambal R., Jayas D.S. Bio-Imaging: Principles, Techniques, and Applications. NY: CRC Press, 2016. 381 p.

Авторы

Гуров Игорь Петрович - доктор технических наук, профессор, заведующий кафедрой, Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация, Scopus ID: 7003399725, ORCID ID: 0000-0003-4119-7922, [e-mail] Пименов Алексей Юрьевич - аспирант, Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация, Scopus ID: 57195720443, ORCID ID: 0000-0002-9539-1811, [e-mail]

10.1070/QE2002v032n10ABEH002307

4. Drexler W., Fujimoto J.G. Optical Coherence Tomography Technology and Applications. Springer, 2008, 1346 p. doi: 10.1007/978-3-540-77550-8

5. Bernstein J.J., Lee T.W., Rogomentich F.J. et al. Scanning OCT endoscope with 2-axis magnetic micromirror. Proceedings of SPIE, 2007, vol. 6432, art. 64320L. doi: 10.1117/12.701266

6. Dubois A., Moneron G., Boccara C. Thermal-light full-field optical coherence tomography in the 1.2^m wavelength region. Optics Communication, 2006, vol. 266, no. 2, pp. 738-743. doi: 10.1016/j.optcom.2006.05.016

7. Oh W.Y., Bouma B.E., Ifftimia N. et al. Spectrally-modulated full-field optical coherence microscopy for ultrahighresolution endoscopic imaging. Optics Express, 2006, vol. 14, no. 19, pp. 8675-8684. doi: 10.1364/OE.14.008675

8. Ford H.D., Beddows R., Casaubieilh P., Tatam R.R. Comparative signal-to-noise analysis of fiber-optic based optical coherence tomography systems. Journal of Modern Optics, 2005, vol. 52, no. 14, pp. 1965-1979. doi: 10.1080/09500340500106774

9. Bonin T., Koch P., Huttmann G. Comparison of fast swept source full-field OCT with conventional scanning OCT. Proceedings of SPIE, 2011, vol. 8091, art. 80911K. doi: 10.1117/12.889630

10. Hammer D.X., Ferguson R.D., Ustun T.E., Bigelow C.E., Iftimia N.V., Webb R.H. Line-scanning laser ophthalmoscope. Journal of Biomedical Optics, 2006, vol. 11, no. 4, art. 041126. doi: 10.1117/1.2335470

11. Nakamura Y., Makita S., Yamanari M. et al. High-speed three-dimensional human retinal imaging by line-field spectral domain optical coherence tomography. Optics Express, 2007, vol. 15, no. 12, pp. 7103-7116. doi: 10.1364/OE.15.007103

12. Wanga J., Dainty C., Podoleanu A., Line-field spectral domain optical coherence tomography using a 2D camera. Proceedings of SPIE, 2008, vol. 7372, art. 737221. doi: 10.1117/12.831791

13. Yasuno Y., Endo T., Makita S., et al. Three-dimensional line-field Fourier domain optical coherence tomography for in vivo dermatological investigation. Journal of Biomedical Optics, 2006, vol. 11, no. 1, art. 014014. doi: 10.1117/1.2166628

14. Fechtig D., Kumar A., Grajciar B. et al. Line field off axis swept source OCT utilizing digital refocusing. Proceedings of SPIE, 2014, vol. 9129, art. 91293S. doi: 10.1117/12.2052195

15. Chroma M.A., Sarunic M.V., Yang C., Izatt J.A. Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography. Optics Express, 2003, vol. 11, no. 18, pp. 2183-2189.

16. Yaqoob Z., Wu J., Yang C. Spectral domain optical coherence tomography: a better OCT imaging strategy. BioTechniques, 2005, vol. 39, no. 6, pp. S6-13. doi: 10.2144/000112090

17. Vadivambal R., Jayas D.S. Bio-Imaging: Principles, Techniques, and Applications. NY, CRC Press, 2016, 381 p.

Authors

Igor P. Gurov - D.Sc., Professor, Head of Chair, ITMO University,

Saint Petersburg, 197101, Russian Federation, Scopus ID:

7003399725, ORCID ID: 0000-0003-4119-7922,

[e-mail]

Alexey Yu. Pimenov - postgraduate, ITMO University, Saint

Petersburg, 197101, Russian Federation, Scopus ID: 57195720443,

ORCID ID: 0000-0002-9539-1811, [e-mail]

НАУЧНО-ТЕХНИЧЕСКИИ ВЕСТНИК ИНФОРМАЦИОННЫХ ТЕХНОЛОГИИ, МЕХАНИКИ И ОПТИКИ январь-февраль 2016 Том 16 № 1 ISSN 2226-1494 http://ntv.i1mo.ru/

SCIENTIFIC AND TECHNICAL JOURNAL OF INFORMATION TECHNOLOGIES, MECHANICS AND OPTICS January-February 2016 Vol. 16 No 1 ISSN 2226-1494 http://ntv.ifmo.ru/en

УДК 681.78

СИСТЕМА СПЕКТРАЛЬНОЙ ОПТИЧЕСКОЙ КОГЕРЕНТНОЙ ТОМОГРАФИИ БЛИЖНЕГО ИНФРАКРАСНОГО ДИАПАЗОНА С ПЕРЕСТРАИВАЕМОЙ ДЛИНОЙ ВОЛНЫ И ЛИНЕЙНЫМ ПОЛЕМ ОСВ ЕЩЕНИЯ И.П. Гуров3, Н.Б. Маргарянц3, А.Ю. Пименов3

a Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация Адрес для переписки: [e-mail] Информация о статье

Поступила в редакцию 02.12.15, принята к печати 22.12.15

doi:10.17586/2226-1494-2016-16-1-54-60

Язык статьи - русский

Ссылка для цитирования: Гуров И.П., Маргарянц Н.Б., Пименов А.Ю. Система спектральной оптической когерентной томографии ближнего инфракрасного диапазона с перестраиваемой длиной волны и линейным полем освещения // Научно-технический вестник информационных технологий, механики и оптики. 2016. Т. 16. № 1. С. 54-60.

Аннотация

Предмет исследования. В работе рассматриваются особенности построения системы спектральной оптической когерентной томографии с перестраиваемой длиной волны для ближней инфракрасной области спектра. При этом для визуализации томограмм в реальном времени необходима частота регистрации сигналов не менее 20 кГц, что является недостижимым при использовании светочувствительных матриц. Для решения этой проблемы в разрабатываемой системе предлагается применить InGaAs-линейку фотодетекторов, частота считывания кадров в которой достигает десятков килогерц. Метод. Особенность метода состоит в использовании освещения исследуемого объекта с распределением интенсивности в форме линии для обеспечения максимальной энергетической эффективности оптической системы. При этом оказывается возможным получить B-скан без необходимости механического сканирования объекта в боковом направлении, что повышает скорость формирования и отображения томограмм. Основные результаты. Разработана оптическая система томографа, проведен ее аберрационный анализ. Экспериментальные исследования проводились на основе оптической схемы микроинтерферометра Линника с получением томограмм различных объектов. Практическая значимость. Полученные результаты в дальнейшем могут быть положены в основу создания компактной быстродействующей системы оптической когерентной томографии без бокового механического сканирования. Ключевые слова

оптическая когерентная томография, лазер с перестраиваемой длиной волны, линейное поле освещения, аберрации,

моделирование оптических систем

Благодарности

Работа поддержана Министерством образования и науки Российской Федерации.

LINE-FIELD SWEPT-SOURCE OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHY SYSTEM FOR NEAR INFRARED SPECTRAL REGION I.P. Gurov3, N.B. Margaryants3, A.Yu. Pimenov3

3 ITMO University, 197101, Saint Petersburg, Russian Federation Corresponding author: [e-mail] Article info

Received 02.12.15, accepted 22.12.15 doi:10.17586/2226-1494-2016-16-1-54-60 Article in Russian

For cit3tion: Gurov I.P., Margaryants N.B., Pimenov A.Yu. Line-field swept-source optical coherence tomography system for near infrared spectral region. Scientific and Technical Journal of Information Technologies, Mechanics and Optics, 2016, vol. 16, no. 1, pp. 54-60.

Abstract

Subject of Rese3rch. The system for line-field swept-source optical coherence tomography (OCT) for near infrared spectral range is considered. In this connection, for tomograms visualization, frequency of signal acquisition not less than 20 kHz is needed. It is inaccessible for 2D photo sensitive arrays. In order to solve this problem, it has been proposed to use the line

array of photo detectors, which frame registration frequency reaches tens of kilohertz. Method. Peculiarity of the method consists in using illumination of an object under investigation by light intensity distribution in the form of line for providing maximum energy efficiency of optical system. In addition, it becomes possible to obtain B-scans without a need in lateral object scanning that increases the rate of formation and imaging of tomograms. Main Results. The OCT optical system using a high-speed array of photodetectors has been developed; aberration analysis has been carried out. Experimental investigations based on Linnik micro interferometer optical scheme has been carried out. Tomograms of different samples have been obtained. Practical Relevance. Т1ю obtained results can be accepted as a basis for creation of compact high performance OCT system without lateral mechanical scanning. Keywords

optical coherence tomography, OCT, swept laser source, line-field lightning, aberrations, optical systems modeling Acknowledgements

The work is supported by the Ministry of Education and Science of the Russian Federation.

Введение

Исследование внутренней микроструктуры объектов весьма актуально для различных областей научных исследований и современных технологий. Одним из перспективных бесконтактных методов получения этой информации с высокой разрешающей способностью является оптическая когерентная томография (ОКТ). Принцип ОКТ состоит в освещении исследуемого объекта оптическим излучением с последующим определением степени отражения излучения по глубине среды. При этом оказывается возможным получить послойное изображение внутренней микроструктуры исследуемого объекта [1, 2].

Одной из наиболее перспективных технологий является спектральная ОКТ с источником излучения с перестраиваемой длиной волны. Использование современных источников с перестраиваемой длиной волны в сочетании с высокоскоростными фотоприемниками дополнительно повышает быстродействие и улучшает четкость получаемых томограмм при быстром перемещении объекта исследования [3].

Использование источника с перестраиваемой длиной волны позволяет упростить оптическую схему, поскольку при этом не требуется спектральный прибор, размещаемый на выходе интерферометра в классической спектральной ОКТ с низкокогерентным источником излучения.

На данный момент серийно выпускается достаточно много образцов источников излучения с перестраиваемой длиной волны1. Такие источники обладают высокой скоростью перестройки, обеспечивающей частоту циклов сканирования по длине волны в диапазоне от единиц килогерц до десятков мегагерц. Следовательно, возможно реализовать систему, основанную на источнике с перестраиваемой длиной волны, работающую в реальном времени отображения томограмм в сечении исследуемого объекта.

Высокоскоростные источники обусловливают необходимость использования таких же быстрых приемников. Так, для регистрации изображения внутренней микроструктуры объекта со скоростью 20 кадров/с при перестройке 1000 длин волн необходима частота считывания видеокадров приемника не менее 20 кГц. В настоящее время известны различные технические решения2, однако в случае использования светочувствительных матриц скорость регистрации полного кадра не является достаточной, поскольку максимальная частота кадров с высоким разрешением обычно не превышает 500 Гц. Применение высокоскоростных светочувствительных линеек позволяет достигнуть достаточную скорость для регистрации и визуализации томограмм в реальном времени, поскольку частота считывания кадров в виде линии достигает десятков килогерц.

В целях повышения эффективности использования энергии источника излучения в случае светочувствительной линейки целесообразно использование в приборе поля освещения в форме линии.

Авторами работ [4, 5] отмечено, что использование поля освещения в виде линии сопоставимо с методом сканирования от точки к точке по энергетической эффективности. Более того, в [5] отмечено, что на практике освещение в форме линии можно рассматривать как протяженный источник, имеющий более низкую плотность мощности излучения в каждой освещаемой точке, и, следовательно, локальное воздействие излучения на образец не такое интенсивное, как при использовании метода сканирования «от точки к точке», что позволяет исследовать биологические объекты, не стойкие к воздействию высокоинтенсивного излучения.

Использование линейки фотодетекторов позволяет в спектральных системах ОКТ получить B-скан без необходимости сканирования объекта за счет подвижных механических элементов. Это является очень важным преимуществом в таких областях применения, как эндоскопия, где отсутствует возможность применять движущиеся механические компоненты из-за ограниченного пространства.

В настоящей работе рассматриваются особенности и результаты разработки системы спектральной ОКТ с перестраиваемой длиной волны для ближней инфракрасной (ИК) области спектра (в диапазоне 1,25-1,35 мкм), использующей освещение в форме линии. Выбор области спектра обусловлен тем, что

1 Сайты производителей: www.ntt-at.com , www.sweptlaser.com,www.thorlabs.com,www.exalos.com

2 Сайты производителей: www.npp-photon.ru/,www.xenics.com/ru,www.sensorsinc.com/

она наилучшим образом подходит для исследования многих видов биологических объектов, обладающих окнами прозрачности в этом диапазоне длин волн [6].

Оптическая схема томографа

Для прибора была выбрана оптическая схема микроинтерферометра Линника (рис. 1). В классической схеме Линника применяется освещение объекта по методу Келера, где равномерно засвечивается плоскость полевой диафрагмы в виде круга.

Для определения интенсивности излучения в плоскости объекта часто в качестве полевой диафрагмы используется ирисовая диафрагма, позволяющая изменять ее размер. В рассматриваемом случае имеется возможность управляемой установки требуемой мощности излучения источника, и изменение размера диафрагмы не требуется.

Торец

волоконного выхода лазера

Линейная

диафрагма

---

[=1 Плоскость отражателя

1

2 3

\ /___/

Плоскость образца

4

4

Г У-яг; *****

I

Приемник (линейка)'

Рис. 1. Оптическая схема томографа: 1 - коллектор; 2 - конденсор; 3 - светоделитель; 4 - микрообъектив;

5 - проекционный объектив

В отличие от классической схемы, в данной схеме был применен коллектор, использующий цилиндрические линзы, для получения в плоскости диафрагмы освещения в форме линии. Ход лучей в осветительном канале представлен на рис. 2.

Микрообъектив

Коллектор Конденсор

Рис. 2. Ход лучей в осветительном канале (^"МО,^'МО- точки переднего и заднего фокусов микрообъектива

соответственно)

Для того чтобы длина линии освещения не менялась при перефокусировке по глубине исследуемого объекта на выходе из микрообъектива, в одном из сечений должен быть параллельный пучок для выполнения условия телецентрического хода лучей. Для этого передняя фокальная плоскость микрообъектива совмещена с плоскостью изображения, формируемого системой «коллектор-конденсор».

При дальнейшем расчете примем следующие параметры источника: спектральный диапазон X = (1,25-1,35) мкм; диаметр источника у = 0,01 мм и угол расхождения излучения 2с = 16°. Параметры приемника (линейки): ширина пикселя р = 12,5 мкм; количество пикселей N = 1024. В схеме использованы микрообъективы ОПХ 5x0,1, рассчитанные на работу с тубусом «бесконечность» (производства ОАО «ЛОМО») с фокусным расстоянием /'МО = 32 мм и линейным полем 2у' = 4 мм.

5

мо

мо

Проекционный канал составляют система «микрообъектив-проекционный объектив». Требуемое увеличение этой системы определяется исходя из соотношения (ЗМО-ПО = 1/2у', где I = Мр - длина светочувствительной зоны линейки, N - число пикселов линейки. Отсюда рМО_ПО = 3,2 х.

Величина задней апертуры системы «микрообъектив-проекционный объектив» равна

A

A V

• = 0,031. Разрешение в плоскости приемника составит А' =

0,61 А, A '

7 1 \ Ii i I и I

• = 25,4 мкм .

Рмо-по

где X = 1,3 мкм - средняя длина волны.

Согласно критерию Найквиста, при регистрации дискретной последовательности отсчетов необходимо, чтобы шаг пикселов p (который для простоты расчета примем равным размеру пиксела) в плоскости приемника не превышал Д' = 25,4 мкм, p = 12,5 мкм < 25,4 мкм, следовательно, при выбранных параметрах элементов системы указанный критерий выполняется.

С учетом указанного выше диаметра источника (у = 10 мкм) ширина линии освещения составит примерно у" = yß + 2Д= 10 • 3,2 + 2 • 25,4 = 82,8 мкм. Таким образом, в случае пикселов квадратной формы в плоскость линейки придет менее 1/6 мощности излучения источника. Для уменьшения энергетических потерь имеет смысл использовать линейку с большей шириной пикселя. Существует модификация линеек с вытянутыми прямоугольными пикселами, например, модель Lynx-CL с размером пиксела 12,5 мкмх250 мкм.

Из-за отсутствия необходимости коррекции аберраций по полю для оптической системы коллекто -ра использована простая схема, состоящая из двух цилиндрических линз серийного производства из стекла марки «Schott N-BK7» (аналог К8), которые были подобраны в каталоге фирмы «Thorlabs».

В качестве конденсора применяется склейка линз, аберрационный расчет которой заключается в ахроматизации и минимизации сферической аберрации. Расчет производился методом проб в САПР ZEMAX. Для используемого спектрального диапазона АХ = (1,25-1,35) мкм сложно подобрать ахроматическую пару при использовании обычного оптического стекла [7, 8] из каталога российских производителей. Возможное решение проблемы состоит в использовании кристаллических материалов или стекол зарубежного производства [9].

С учетом вышеизложенного был рассчитан конденсор, состоящий из пары стекол «Schott N-FK51A» и «Schott N-SF66». Данная пара обеспечивает приемлемую ахроматизацию системы, при этом указанные марки стекол обладают прозрачностью и в видимом диапазоне спектра, что позволяет выполнить автоколлимационную сборку при склейке линз и установке их в оправы. Для проекционного объектива была использована склейка компонентов из аналогичных марок стекла.

Результат моделирования системы представлен на рис. 3. Для оценки качества изображения на приемнике использовалась функция распределения энергии в изображении точки.

Дифракционный Расчетшя предел система

0,8

е 0,6

я

¿5 0,4

0,2

0 1,5 3 4,5 6 7,5 9 Ширина линии освещения, мкм

а

1

0,8

е 0,6

я

О 0,4

0,2

0

1,35 мкм

1,25 мкм 1,30 мкм

-65 -59 -39 -26 -13

б

0 13 мкм

52 65

Рис. 3. Функция относительной концентрации энергии в изображении точечного объекта в плоскости исследуемого объекта (а) и функция рассеяния энергии в изображении точки (ФРТ) на приемнике (б)

Как видно из рис. 3, в зависимости от длины волны излучения наблюдается перераспределение энергии в изображении в плоскости приемника. Это связано с использованием в схеме микрообъективов, скорректированных для области спектра 0,25-1,0 мкм [10]. Однако ни для одной длины волны значение относительной энергии в максимуме не падает ниже 0,8. Это означает, что система хорошо скорректирована на аберрации согласно критерию Штреля [11].

Экспериментальные исследования

Для исследования работы системы с линейным полем освещения была собрана экспериментальная установка, представленная на рис. 4. Схема условно разделена на 5 основных блоков: 1 - узел осветителя,

1

включающий в себя лазер с волоконным выходом, модель Т8Ь 510 фирмы «Зайес» с перестройкой длин волн в диапазоне X = 1,25-1,35 мкм, цилиндрический коллектор и конденсор; 2 - измерительная ветвь интерферометра, состоящая из микрообъектива и кронштейна для установки исследуемого объекта с возможностью наклона и перемещения вдоль оптической оси; 3 - опорная ветвь интерферометра, состоящая из микрообъектива, перемещаемого и наклоняемого кронштейна с референтным отражателем; 4 - светоделитель в виде плоскопараллельной пластины; 5 - блок фотоприемного устройства, включающий проекционный объектив и ¡пваАз-линейку Ьупх-СЬ 1024 фирмы «ХетсБ».

В опорной ветви для выравнивания интенсивностей в плечах интерферометра использовалась стеклянная пластина, которая выполнена в виде клина для устранения из плоскости изображения бликов, возникающих на ее первой поверхности.

Для упрощения процесса юстировки первоначально схема собиралась для работы с полным полем, т.е. в ней использовалась схема освещения по Келеру. При этом вместо линейки устанавливалась матрица фирмы «ХетсБ» (модель Хеуа-1.7-640). Проводилось выравнивание плечей интерферометра, предварительное сведение изображений на матрице, а также наведение на резкость в объектном и опорном каналах по изображению микронеровностей и царапин на тест-объекте (плитке Йогансона).

Рис. 4. Макет томографа на базе микроинтерферометра Линника: 1 - узел осветителя; 2 - измерительная ветвь интерферометра; 3 - опорная ветвь интерферометра; 4 - светоделитель; 5 - фотоприемный блок

При выполнении вышеперечисленных операций выяснилось, что в плоскость приемника от микрообъективов приходят блики от поверхностей линз. Для увода бликов из плоскости изображения объективы были немного наклонены.

Дальнейшая работа по юстировке установки сводилась к замене стандартного осветителя на осветитель с цилиндрическими линзами, и с помощью подвижки осветителя добивались резкого изображения линии. После этого выполнялось окончательное сведение линий на матрице, и устанавливалась штатная линейка Ьупх-СЬ 1024.

Отн. ед.

1

1 0;

0,6 0,4 0,2 0

0,2 мм

Линия сечения

а б

Рис. 5. Изображение линии на матрице (а), профиль сечения линии освещения (б)

Исследование объектов проводилось при мощности излучения 2 мВт. Зарегистрированная экспериментально ширина линии освещения на матрице составила у" = 200 мкм (рис. 5), на поверхности объекта ширина линии освещения составила соответственно у"/РМО-ш= 200/3,2 = 62 мкм. Полученная величина обусловлена влиянием аберраций в однолинзовом цилиндрическом коллекторе.

Далее на рис. 6-8 представлены полученные экспериментально томограммы различных тест-объектов.

У

\ /

2 мм <->

Рис. 6. Профиль поверхности плитки Йогансона

По изображению рельефа поверхности плитки Йогансона осуществлялась первоначальная проверка работоспособности прибора (рис. 6). Перефокусировка в измерительной ветви вызывала перемещения изображения вдоль вертикальной оси, тем самым при малой мощности излучения подтверждалось, что полученное изображение является исследуемым объектом, а не шумом.

На рис. 7 приведена томограмма речной ракушки.

Поверхность ракушки

Рис. 7. Томограмма ракушки

Ракушка достаточно сильно отражает падающее на нее излучение, при этом она не обладает ярко выраженной слоистой структурой. Для экспериментального исследования слоистой структуры приведено исследование биоткани рыбы (рис. 8).

Поверхность

рыбы Внутренние слои

Рис. 8. Томограмма биоткани рыбы

На томограмме ясно видно наличие отдельных внутренних слоев в пределах глубины резкости микрообъектива. Оценка разрешающей способности по глубине среды составила приблизительно 25 мкм. Это объясняется некоторым размытием полученных томограмм из-за малейших вибраций стенда и, следовательно, снижения разрешающей способности по отношению к известным результатам1. Ука -занный недостаток преодолевается при использовании более быстродействующего источника излучения с перестраиваемой длиной волны. При проведении рассмотренных выше экспериментальных исследований использовался источник излучения, скорость перестройки которого по длине волны составляет 100 нм/с с высокоточным контролем длины волны излучения, что позволило учесть спектральные характеристики излучения в ОКТ-системе при проведении исследований.

Заключение

В работе рассмотрены особенности построения оптической системы оптической когерентной томографии с линейным освещением, использующей перестраиваемый лазерный источник в ближнем инфракрасном диапазоне спектра и ТпваЛБ-линейку фотодетекторов.

1

Thorlabs MEMS-VCSEL Swept Source OCT: http://www.thorlabs.com/newgrouppage9.cfm?objectgroup_id=6473, TOPCON DRI OCT-1, Atlantis swept source OCT: www.topcon-medical.eu/eu/products/177-dri-oct-1-atlantis-swept-source-oct.html#specifications

Для демонстрации работы схемы на базе микроинтерферометра Линника с линейным полем освещения была собрана экспериментальная установка и получены томограммы различных объектов. Показано, что рассматриваемый вариант системы оптической когерентной томографии может быть построен с использованием доступных серийно выпускаемых оптических компонентов.

Полученные результаты в дальнейшем могут быть положены в основу создания компактной быстродействующей системы для неразрушающего исследования различных объектов при формировании томограмм без бокового механического сканирования.

Литература

1. Tomlins P.H., Wang R.K. Theory, developments and applications of optical coherence tomography // Journal of Physics D: Applied Physics. 2005. V. 38. N 15. P. 2519-2535. doi: 10.1088/0022-3727/38/15/002

2. Гуров И.П. Оптическая когерентная томография: принципы, проблемы и перспективы. В кн.: Проблемы когерентной и нелинейной оптики / Под ред. И.П. Гурова, С. А. Козлова. СПб.: СПбГУ ИТМО, 2004. С. 6-30.

3. Drexler W., Liu M., Kamali T., Unterhuber A., Leitgeb R.A. Optical coherence tomography today: speed, contrast, and multimodality // Journal of Biomedical Optics. 2014. V. 19. N 7. Art. 071412. doi: 10.1117/1.JB0.19.7.071412

4. Hammer D.X., Ferguson R.D., Ustun T.E., Bigelow C.E., Iftimia N.V., Webb R.H. Line-scanning laser ophthalmoscope // Journal of Biomedical Optics. 2006. V. 11. N 4. Art. 041126. doi: 10.1117/1.2335470

5. Nakamura Y., Makita S., Yamanari M., Itoh M., Yatagai T., Yasuno Y. High-speed three-dimensional human retinal imaging by line-field spectral domain optical coherence tomography // Optics Express. 2007. V. 15. N 12. P. 7103-7116. doi: 10.1364ЮЕ.15.007103

6. Smith A.M., Mancini M.C., Nie S. Bioimaging: second window for in vivo imaging // Nature Nanotechnolo-gy. 2009. V. 4. P. 710-711. doi: 10.1038/nnano.2009.326

7. Grammatin A.P., Tsyganok E.A. Egorov D.I. Synthesis of objectives for optical coherence tomography // Journal of Optical Technology. 2013. V. 80. N 11. P. 667-669. doi: 10.1364/JOT. 80.000667

8. Грамматин А.П., Романова Г.Э., Балаценко О.Н. Расчет и автоматизация проектирования оптических систем. Учебное пособие. СПб.: НИУ ИТМО, 2013. 128 с.

9. Shepard III R.H., Sparrold S.W. Material selection for color correction in the short-wave infrared // Proceedings оf SPIE - The International Society for Optical Engineering. 2008. V. 7060. Art. 70600E. doi: 10.1117/12.794826

10. Skobeleva N.B. Sokol'skii M.N., Levandovskaya L.E. A new set of lens objectives for luminescence microscopes that operate in the 250-1000-nm region // Journal of Optical Technology. 2011. V 78. N 1. P. 35-38.

11. Родионов С.А. Основы оптики. Конспект лекций. СПб.: СПб ГИТМО (ТУ), 2000. 169 с.

Гуров Игорь Петрович

Маргарянц Никита Борисович

Пименов Алексей Юрьевич

доктор технических наук, профессор, заведующий кафедрой, Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация, [e-mail]

кандидат технических наук, старший преподаватель, Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация, [e-mail]

аспирант, ассистент, Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация, [e-mail]

Igor P. Gurov Nikita B. Margaryants Aleksei Yu. Pimenov

D.Sc., Professor, Head of Chair, ITMO University, 197101, Saint Petersburg, Russian Federation, [e-mail] PhD, senior lecture, ITMO University, 197101, Saint Petersburg, Russian Federation, [e-mail]

postgraduate, assistant, ITMO University, 197101, Saint Petersburg, Russian Federation, [e-mail]

НАУЧНО-ТЕХНИЧЕСКИИ ВЕСТНИК ИНФОРМАЦИОННЫХ ТЕХНОЛОГИИ, МЕХАНИКИ И ОПТИКИ январь-февраль 2016 Том 16 № 1 ISSN 2226-1494 http://ntv.i1mo.ru/

SCIENTIFIC AND TECHNICAL JOURNAL OF INFORMATION TECHNOLOGIES, MECHANICS AND OPTICS January-February 2016 Vol. 16 No 1 ISSN 2226-1494 http://ntv.ifmo.ru/en

УДК 681.7, 004.942

МЕТОДИКА АВТОМАТИЗАЦИИ ЦЕНТРИРОВКИ ЛИНЗОВЫХ КОМПОНЕНТОВ ПРИ СБОРКЕ ОБЪЕКТИВО В РАЗЛИЧНЫХ КОНСТРУКЦИЙ

А.Ю. Пименов"

a Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация Адрес для переписки: [e-mail] Информация о статье

Поступила в редакцию 21.10.15, принята к печати 18.11.15

doi:10.17586/2226-1494-2016-16-1-39-45

Язык статьи - русский

Ссылка для цитирования: Пименов А.Ю. Методика автоматизации центрировки линзовых компонентов при сборке объективов различных конструкций // Научно-технический вестник информационных технологий, механики и оптики. 2016. Т. 16. № 1. С. 39-45.

Аннотация

Предмет исследования. Проанализированы существующие методы юстировки линзовых объективов насыпной и штабельной конструкции, рассмотрены основные способы компенсации погрешности центрировки в них. На основе существующих методов центрировки разработан алгоритм автоматизированного поиска положения оптических компонентов для компенсации остаточных децентрировок. Предложены методы совместного использования данного алгоритма и центрировочной машины «Trioptics Opticentric». Метод. Децецентрировки линзовых компонентов объектива измеряются на центрировочной машине. Полученные данные вносятся в математическую модель объектива. На основе этого вычисляются интегральные аберрации. Для расчета компенсации аберраций используется итерационный алгоритм поиска оптимального положения оптических компонентов. Для каждой полученной реализации оптической системы анализируется качество изображения. Результатом работы программы является матрица данных о положении оптических компонентов, при котором происходит компенсация остаточных аберраций. На основе полученных данных производится сборка системы с использованием центрировочной машины «Trioptics Opticentric». Основные результаты. Выполнено моделирование погрешностей центрировки 100 линзовых объективов-апохроматов насыпной конструкции. В качестве критерия оценки качества изображения выбрана кома изображения осевой точки предмета. Для наихудшего варианта применен разработанный алгоритм автоматизированного поиска. Величина интегральной комы изображения осевой точки объекта сокращена на два порядка и сведена практически к нулю. Отмечено, что моделирование процесса юстировки с использованием алгоритма автоматизированного поиска позволяет решить задачу прогнозирования возможности сборки изделия с требуемыми показателями качества. Практическая значимость. Результаты работы могут найти применение на линиях автоматизированной сборки современных линзовых объективов. Ключевые слова

математическое моделирование, центрировка, линза, штабельная конструкция, насыпная конструкция, объектив Благодарности

Значительная часть результатов работы была получена безвременно ушедшим от нас профессором Смирновым Александром Павловичем.

APPROACH TO AUTOMATION OF LENS COMPONENTS CENTERING FOR ASSEMBLING OF DIFFERENT DESIGN OBJECTIVES

A.Yu. Pimenov"

a ITMO University, Saint Petersburg, 197101, Russian Federation Corresponding author: [e-mail] Article info

Received 21.10.15, accepted 18.11.15 doi:10.17586/2226-1494-2016-16-1-39-45 Article in Russian

For citation: Pimenov A.Yu. Approach to automation of lens components centering for assembling of different design objectives. Scientific

and Technical Journal of Information Technologies, Mechanics and Optics, 2016, vol. 16, no. 1, pp. 39-45.

Abstract

Subject of Research. Existing adjustment methods of lens objectives in two mechanical designs have been analyzed, the main ways of centering error compensation have been considered. The algorithm of automated search of optical elements position has been developed based on the existing methods of centering for compensation of residual decentering. The methods of joint application of this algorithm and centering machine "Trioptics Opticentric" have been suggested. Method. Centering errors of the objective lens components are measured on the centering machine. Aberrations of optical system are calculated by using the received data of centering errors entered to the objective mathematical model. For the calculation of

aberration compensation, iteration algorithm of searching of optical elements optimal position is used. The image quality is analyzed for each obtained realization of the optical system. The result of program performance is data matrix about optical components location such that compensation of residual aberrations occurs. Based on the obtained information the system assembling is carried out with the use of centering machine "Trioptics Opticentric". Main Results. Computer modeling of centering errors for 100 lens apochromatic objectives of drop-in mountings lens design has been carried out. The coma of object axial point image has been chosen as quality estimation criterion. The developed algorithm has been applied for the worst realization of the optical system. In this case the value of integral coma of object axial point image has been decreased by two orders and reduced practically to zero. It is noted that the modeling of adjustment process via using the algorithm of automated search enables to predict the possibility of objective assembly with required quality parameters. Practical Relevance. The received results can be applied on the lines of automated assembly of modern lens objectives. Keywords

mathematical modeling, centering, lens, poker-chips lenses, drop-in mountings lens design, lens objective Acknowledgements

Considerable part of research results was received by Professor Alexander P. Smirnov, untimely passed away.

Введение

Использование информационных технологий и математического моделирования в цикле производства различных приборов и изделий, в том числе и оптических, в настоящее время является одной из ключевых задач, которые способствуют улучшению качества будущей продукции, снижению ее себестоимости и уменьшению временных затрат на ее производство.

Одной из основных погрешностей, существенно влияющих на качество изображения линзовых объективов, является децентрировка. Под термином «децентрировка» следует понимать смещение центров кривизны поверхностей линз относительно базовой оси объектива. Данная погрешность в реальном линзовом объективе вызывает сильное ухудшение качества изображения, в том числе появление аберрации «кома» для изображения осевой точки предмета, а также астигматизм и дисторсию по полю объектива. От требуемой точности центрировки компонентов зависит выбор типа конструкции объектива [1, 2].

При сборке объективов конструкции типа «насыпная в оправах» следует выделить два основных метода компенсации децентрировки линзовых компонентов [2].

1. Установка линзы в оправу с последующей ее результативной обработкой базовых поверхностей для совмещения оси оправы и оси линзы. В этом случае величина остаточной децентрировки будет обусловлена, главным образом, биением оси шпинделя станка и точностью контроля положения центров кривизны поверхностей линзы. На данный момент это самый точный способ центрировки линз в оправе, позволяющий при использовании современных центрировочных машин получать величину остаточной децентрировки до долей микрометра.

2. Установка линзы в оправу без результативной обработки с последующим совмещением центра кривизны одной из поверхностей с базовой осью оправы. Применение этого варианта возможно на автоматизированной сборочной линии [3]. В данной схеме крепления производится совмещение центра кривизны одной поверхности с базовой осью оправы линзы вращением линзы вокруг центра кривизны второй поверхности. При этом вторая поверхность линзы остается децентрированной. Следовательно, чтобы влияние ошибки для поверхности, которую невозможно центрировать, было минимальным, при конструировании таких объективов необходимо руководствоваться сводкой влияния (передаточными коэффициентами) погрешностей децентрировок на конечный показатель качества изображения. Однако при повышенных требованиях к центрировкам без окончательной юстировки изделия невозможно добиться требуемого качества изображения объектива.

При окончательной сборке объективов при неудовлетворительном качестве изображения часто используют метод юстировки по дифракционному изображению точки, при котором производят вращение оправ с линзами для взаимной компенсации остаточной децентрировки [4, 5]. При этом пытаются добиться, чтобы кома для изображения осевой точки предмета была минимальна. Этот процесс производится вручную и является достаточно трудоемким.

Для облегчения процесса компенсации децентрировок, а в дальнейшем - и автоматизации этого процесса в настоящей работе предлагается алгоритм для автоматизации центрировки линзовых компонентов объективов при его совместном использовании с центрировочной машиной, например, «Trioptics Opticentric» [6].

Компенсация децентрировок линзовых компонентов объективов конструкций

типа «насыпная в оправах»

Рассмотрим вариант юстировки объектива конструкции типа «насыпная в оправах» без использования результативной обработки оправ линз (рис. 1).

На первом этапе на столик центрировочной машины устанавливают специальный тубус-имитатор, в которой предусмотрены пазы для вращения оправ с линзами. Базовую ось тубуса, сформированную поверхностями Д и Е, совмещают с осью вращения столика центрировочной машины. Включают враще-

ние столика, установленного на аэростатическом подшипнике с биением не более 0,05 мкм. Поперечными смещениями тубуса вдоль осей X и Y добиваются нулевого биения базового цилиндра Д. Далее наклонами столика вокруг осей X и Y добиваются нулевого биения торцевой поверхности Е.

Контроль проводится с помощью микрометра-щупа, устанавливаемого на специальной площадке центрировочной машины.

Рис. 1. Контроль децентрировок линзовых компонентов объектива на «Trioptics Opticentric»

Далее в тубус устанавливаются оправы с линзами, и проводится последовательный контроль де-центрировок на основе определения биения автоколлимационных точек от каждой оптической поверхности относительно оси вращения столика центрировочной машины. При этом определяются величины децентрировки d и азимут поворота автоколлимационных точек (угол ф) относительно начального положения объектива.

Программа для автоматизации юстировки

Полученные данные о децентрировках вносятся в математическую модель объектива, например [7-9], после чего строится пятно рассеяния, на основе которого вычисляются интегральные аберрации оптической системы.

В случае неудовлетворительного качества изображения программа обращается к подпрограмме поиска оптимального положения оптических компонентов, которая использует итерационный алгоритм поиска, вращая оптические элементы вокруг их оси в заданном интервале углов. При этом для каждой полученной реализации оптической системы также строится пятно рассеяния точки и анализируется качество изображения. Результатом работы программы является матрица поворотов линз относительно их номинального положения, при которых наблюдается наилучшее значение заданного критерия изображения. На данный момент в среде Mathcad реализован вариант программы, основанный на коррекции интегральной комы для осевой точки предмета.

Программа для поиска оптимального положения оптических компонентов состоит из двух блоков. 1. Подпрограмма, формирующая варианты вращения («варианты п» на рис. 2) линз вокруг оптической оси с некоторым заданным единичным шагом. В примере, представленном на рис. 2, это

0,087 рад = 5о. Количество возможных вариантов описывается выражением 2п, где п - количество линз, в данном случае 23=8, и равно количеству столбцов в полученной матрице.

Варианты п

п=0_п=1_п=2_п=3_п=4_п=5_п=6_п=7

Поворот линзы 1 -0,087 -0,087 -0,087 -0,087 0,087 0,087 0,087 0,087 АФ Поворот линзы 2 -0,087 -0,087 0,087 0,087 -0,087 -0,087 0,087 0,087 Поворот линзы 3 -0,087 0,087 -0,087 0,087 -0,087 0,087 -0,087 0,087

Рис. 2. Результат выполнения подпрограммы, формирующей матрицу поворота оптических компонентов

2. Подпрограмма, моделирующая процесс юстировки. Она производит вращение линз согласно матрице наборов, сформированной в предыдущей подпрограмме. После каждой итерации производится обращение к подпрограмме, которая строит изображения пятна рассеяния и анализирует его для каждого полученного варианта оптической системы. Результатом работы программы является матрица со значениями углов поворота линз для наилучшего варианта системы. Ее алгоритм представлен на рис. 3.

Рис. 3. Блок-схема алгоритма программы моделирования процесса юстировки

На основе полученных данных через пазы тубуса-имитатора проводится разворот оправ с линзами в новое расчетное положение, на оправах наносятся отметки о направлении децентрировок для последующей правильной установки столбца с оправами в штатный тубус объектива. При сборке серийной продукции возможен вариант, при котором контроль величины и направления децентрировки осуществляется заранее на стадии вклейки линзы в оправу. В этом случае возможна адаптивная селекция компонентов для сборки изделий с заданными показателями качества изображения [4].

Центрировка линзовых объективов штабельной конструкции

Рассмотрим также процесс юстировки в случае применения штабельной конструкции, который показан на рис. 4 [10-15].

а б в

Рис. 4. Штабельная конструкция объективов: схема базирования линзы в оправу (а); вариант конструкции объектива штабельной конструкции (б); варианты конструкций линз в оправах (в)

При вклейке линзы в оправу необходимо, чтобы оптическая ось линзы была перпендикулярна базовой посадочной поверхности оправы Д (допуск с величиной отклонения й, рис. 4, а). Для выполнения этого условия конструкция оправ может быть выполнена составной с вращающейся промежуточной частью (оправа 2, рис. 4, в), также линза может наклоняться на плоском опорном буртике оправы (оправа 4, рис. 4, в) либо на сферическом опорном буртике под линзу или склейку (оправы 3, 5, рис. 4, в) [15, 16].

Окончательная сборка объектива осуществляется последовательной установкой одной оправы на другую (рис. 4, б), при этом смещениями в поперечном направлении (вдоль осей X и У) в пределах зазоров бобовидных пазов под винты 4 добиваются совмещения оптических осей элементов. Следует заметить, что линзы устанавливаются в оправу с некоторыми зазорами (приблизительно 0,5 мм), в которые заливается клей, поэтому величина остаточной децентрировки определяется свойствами клеящего вещества и точностью изготовления оправ для линз. Также из-за непараллельности (допуск с величиной отклонения р, рис. 4, а) примыкающих поверхностей (поверхность В на рис. 4, а) при установке оправ друг на друга достаточно сложно добиться абсолютно точной центрировки всех линз.

В случае неудовлетворительного качества изображения имеет смысл проводить компенсацию де-центрировок с использованием вышепредставленной математической модели по следующему алгоритму:

1. установить объектив на центрировочную машину, совместив центр кривизны одной из поверхностей первой линзы с осью вращения поворотного столика центрировочной машины;

2. смещением оправ с другими линзами вдоль осей X и У добиться, чтобы один из центров кривизны каждой линзы также находился на оси вращения поворотного столика центрировочной машины;

3. замерить децентрировки оставшихся поверхностей и провести расчет требуемых поворотов оправ с помощью программы. На основании полученных данных проводится сборка изделия. При этом из-за того, что штабельная конструкция не предусматривает внешний корпус, необходимо во время разворота оправ контролировать и при необходимости поперечным смещением возвращать нулевое положение центров кривизны одной из поверхностей каждой линзы.

Результаты моделирования процесса юстировки

Промоделируем процесс юстировки для трехлинзового объектива-апохромата [17] с насыпной конструкцией в оправах. Его конструкция приведена на рис. 5. Из конструкции видно, что при заклейке линз в оправы центрируются поверхности Б, Г и Д. Примем величину их остаточной децентрировки в 5 мкм. Для моделирования децентрировок оставшихся поверхностей воспользуемся программой, описанной в [18]. При статистическом моделировании 100 вариантов были получены следующие максимальные величины децентрировок, которые приведены в таблице.

Полученные значения были введены в математическую модель объектива, при этом азимут разворота центров кривизны был выбран случайным образом. Пример работы программы автоматизированной юстировки для трехлинзового объектива-апохромата с насыпной конструкцией в оправах и смоделированными случайными погрешностями центрировки приведен на рис. 6.

По результатам моделирования видно, что для системы с децентрированными компонентами наблюдается кома изображения осевой точки предмета, которая была практически полностью скомпенсирована разворотом линз в оправах. Следует отметить, что критерии качества изображения для поиска оптимального положения оптических элементов могут быть различны. Так, например, в объективах с большим диаметром линз на качестве изображения сильно сказывается цилиндричность оптических поверхностей, возникающая из-за деформаций при вклеивании линз в оправу, а также деформации самой оправы. Данная погрешность вызывает достаточно сильный астигматизм, который можно скомпенсировать вращением оправ с линзами, а погрешность децентрировки, в свою очередь, уже устраняется поперечными смещениями одной или нескольких оправ с линзами в зазоре между оправой и тубусом. Таким образом, при наличии объективных данных о погрешностях можно решить задачу автоматизированной юстировки и для данной задачи.

Е

В

Д

Рис. 5. Конструкция объектива: 1-3 - линзы в оправах; 4 - корпус объектива; 5 -

А-Е - оптические поверхности линз

резьбовое кольцо.

Оптическая поверхность Радиус, R, мм Величина децентрировки, мкм

А 246 35

Б 123,59 5

В 123,59 25

Г -134,59 5

Д -134,59 5

Е -509,3 110

Таблица. Смоделированная величина децентрировок

0,01

5х10-0

-5х10-

—I-1-

■ р, ■ v ■ . / ..-..v

Требуемый поворот линз 109,974° 89,974° -130,028е

-0,12 -0,107 -0,093 -0,08 Кома = 6,956х103 а

5х10 0,01 0,015 0,02 Кома = 2,38х10-5 б

Рис. 6. Результат моделирования пятна рассеяния для объектива-апохромата [17] с погрешностями

центрировки (а) и результат их компенсации (б)

Заключение

Предложена методика и алгоритм автоматизированной юстировки линзовых объективов с использованием центрировочной машины «ТпорИсБ ОрИсепМс», что является важным шагом к автоматизации процесса сборки и юстировки объективов.

Помимо сборки реальных изделий моделирование процесса юстировки с использованием вышеприведенной программы позволяет решить такую задачу, как прогнозирование возможности сборки ко -нечного изделия с требуемыми целевыми показателями качества. При этом в оптической системе задаются случайные погрешности (в данном случае децентрировка) в пределах назначенных допусков в соответствии с их законами распределения, а также закладывается возможная юстировка, таким образом, моделируется сборка изделия, как она происходит в цехе.

Таким образом, решаются задачи как проектирования, так и производства изделия.

Литература

1. Крынин Л.И. Основы проектирования конструкций объективов. СПб.: СПбГУ ИТМО, 2006. 254 с.

2. Латыев С.М. Конструирование точных (оптических) приборов. СПб.: Политехника, 2007. 579 с.

3. Latyev S.M., Jablotschnikov E.I., Padun B.S. et al. Laborotory for automated assembly of microscope lenses // Proc. 53 Int. Wissenschaftliches Kolloquium. Techn. Univ. Ilmenau, 2008.

4. Latyev S.M., Smirnov A.P., Voronin A.A., Padun B.S., Yablochnikov E.I., Frolov D.N., Tabachkov A.G., Theska R., Zocher P. The concept of an automatic assembly line for microscope objectives, based on adaptive selection of their components // Journal of Optical Technology. 2009. V. 76. N 7. P. 436-439.

5. Ефремов А.А., Законников В.П., Подобрянский А.В. Сборка оптических приборов. М.: Высшая школа, 1978. 296 с.

6. Test of camera modules, autocollimator, MTF system - TRIOPTICS [Электронный ресурс]. Режим доступа: http://www.trioptics.com, свободный. Яз. англ. (дата обращения 15.09.2015).

7. Смирнов А.П. Модель оптической системы в среде MathCad // Изв. вузов. Приборостроение. 2007. № 4. С. 56-62.

8. Смирнов А.П., Пименов А.Ю., Абрамов. Д.А. Моделирование линзовых оптических систем в среде Mathcad // Сборник трудов X международной конференции «Прикладная оптика - 2012». СПб.: 2012, Т. 3. С. 75-79.

9. Смирнов А.П., Абрамов. Д.А., Пименов А.Ю. Компьютерное моделирование оптических систем. Часть 1. Линзовые устройства. Практикум в среде MathCad. СПб.: НИУ ИТМО, 2012. 84 с.

10.Vukobratovich D., Valente T.M., Shannon R.R., Hooker R., Sumner R.E. Optomechanical Systems Design / In: The Infrared and Electro Optical Systems Handbook. V. 4. Bellingham: SPIE Optical Engineering Press, 1993.

11.Bacich J.J. Precision Lens Mounting. Patent US 4733945, 1988.

12. Yoder P.R. Mounting Optics in Optical Instruments. 2nd ed. Washington: SPIE Press Bellinham, 2008. 782 p.

13.Hopkins R.E. Applied Optics and Optical Engineering. Vol. VIII. New York: Academic Press, 1980.

14.Latyev S.M., Rumyantsev D.M., Kuritsyn P.A. Design and process methods of centering lens systems // Journal of Optical Technology. 2013. V. 80. N 3. P. 197-200. doi: 10.1364/JOT.80.000197

15. Буй Д., Белойван П. А., Латыев С.М., Табачков А.Г. Центрировка объективов штабельной конструкции // Современные проблемы науки и образования. 2015. № 1. С. 108.

16. Латыев С. М., Буй Д.Б., Трегуб В. П. Способ центрировки линзы в оправе и оправа для его осуществления. Патент №2542636, опубл. 20.02.2015.

17. Алексеева Н.Н., Крынин Л.И., Лапо Л.М., Пименов Ю.Д., Сокольский М.Н., Фролов Д.Н., Табачков А.Г. Апохроматический объектив. Патент на полезную модель RU32612. Дата регистрации: 10.02.2003.

18. Смирнов А.П., Латыев С.М., Марков Д.В., Чугунов С. А. Сравнительный анализ допусков на первичные погрешности микрообъективов по методу Монте-Карло // Изв. вузов. Приборостроение. 2012. Т. 55. № 4. С. 82-87.

Пименов Алексей Юрьевич

Aleksey Yu. Pimenov

аспирант, ассистент, Университет ИТМО, Санкт-Петербург, 197101, Российская Федерация, [e-mail]

postgraduate, assistant, ITMO University, Saint Petersburg, 197101, Russian Federation, [e-mail]