ES2337159T3 - Tomografia de alta resolucion lateral y axial de la retina. - Google Patents
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Abstract
Sistema de tomografía in vivo con alta resolución axial y lateral de la retina humana, que comprende: - Un interferómetro de Michelson, que realiza un montaje de tomografía de campo completo por interferencia de longitud de coherencia corta (OCT) con un barrido en Z, - Una fuente de luz de entrada colocada (S) en un brazo de entrada del interferómetro, - Medios de óptica adaptativa previstos para corregir frentes de onda procedentes del ojo y con destino al ojo, comprendiendo una fuente de referencia (SLD), un espejo deformable (MD) y medios de análisis de superficie de onda (SH), - Medios de detección (CCD), dispuestos en un brazo de imagen del interferómetro, previstos para producir una imagen a partir de una medida interferométrica según el principio del OCT, y - Medios (LA2, LA3, LA4) para ajustar la focalización de los medios de análisis de superficie de onda (SH), caracterizado por que los medios de ajuste de la focalización están establecidos para forzar al espejo deformable a adoptar una curvatura suplementaria, para conjugar la fuente de luz de entrada (S) y los medios de detección (CCD) con un punto de profundidad predeterminada en la retina, dichos medios de ajuste son controlados en sincronismo con el barrido en Z del montaje de tomografía OCT.
Description
Tomografía de alta resolución lateral y axial de
la retina.
La invención presente se relaciona con un
sistema de tomografía in vivo con alta resolución lateral y
axial de la retina humana. También se refiere a un procedimiento
implementado en este sistema.
El documento WO03/105678 describe un sistema y
un método de tomografía ocular que comprende un interferómetro de
Michelson adaptado para OCT con barrido en Z; medios de óptica
adaptativa tales como una fuente de luz, un espejo deformable y
medios de análisis de superficie de onda previstos para corregir
frentes de onda; un detector para producir una imagen
interferométrica.
Para realizar una tomografía de alta resolución
axial de un tejido biológico, ya existe la técnica bien conocida de
tomografía por interferometría de longitud de coherencia corta (OCT,
por Optical Coherence Tomography - Tomografía de coherencia
óptica). Se pueden citar por ejemplo los trabajos de M.E. Brezinski
y J.G. Fujimoto, particularmente en el artículo "Optical
Coherence Tomography in non Transparent Tissue", IEEE J Sel
Topics in Quant Elect, 5 : 1185, 1999. Esta técnica se apoya sobre
un dispositivo de tipo interferómetro de Michelson, que consiste en
hacer interferir entre sí dos haces luminosos procedentes de una
misma fuente, de los que uno se refleja sobre un espejo de
referencia y el otro sobre una muestra que hay que investigar. La
iluminación del dispositivo por una fuente de longitud de coherencia
corta permite conseguir interferencias sólo con la luz remitida por
un espesor de la muestra realizando los mismos caminos ópticos en
ambos brazos, en el mejor de los casos la mitad de la longitud de
coherencia temporal en el medio.
Cuando la muestra que hay que investigar está
colocada en un medio aberrante, o después de una óptica aberrante,
tal como la del ojo por ejemplo, los haces de ida y vuelta hacia y
desde la muestra son afectados por aberraciones geométricas.
Resultan de ello dos consecuencias importantes:
cada punto de la fuente del dispositivo,
extendida en el caso de un sistema de campo completo, ve su imagen
en el volumen de la muestra degradada por las aberraciones
geométricas: la zona alumbrada es más grande, incluso múltiple si
manchas en puntitos o "speckles" destellan sobre la imagen.
Este efecto de dispersión en la muestra se manifiesta por una
mezcla espacial de la información de retorno, y por ello en una
pérdida de resolución espacial. También se manifiesta por una
disminución de alumbrado, y por ello en una disminución de
sensibilidad.
Sobre el trayecto la vuelta, cada punto de la
muestra produce a un frente de onda, que de nuevo alterado por las
aberraciones geométricas, no puede más que interferir parcialmente
con el haz de retorno del brazo de referencia, por falta de
coherencia mutua de los frentes de onda. El contraste esperado de
las franjas de interferencia se encuentra disminuido por un factor
de e^{\sigma 2} donde \sigma^{2} es la varianza espacial de
fase del frente de onda perturbado. Este fenómeno es bien conocido
por los astrónomos interferometristas, que no pueden concebir
interferómetros a muchos telescopios más que cuando las pupilas de
estos últimos son coherentes, sea naturalmente a gran longitud de
onda, sea después de restauración por un sistema de óptica
adaptativa. En el caso de un sistema OCT, la pérdida de contraste se
manifiesta directamente por una pérdida de sensibilidad.
Así, un punto fuente de entrada ya no se conjuga
con un único punto de la muestra, incluso con precisión a la
difracción, y con mayor razón todavía menos con el detector colocado
en la salida, mientras que es siempre el caso para el haz que
circula sobre el brazo de referencia.
A estas limitaciones debidas a las aberraciones
geométricas, viene a añadírsele una dificultad intrínseca a la
técnica OCT: a un cambio de distancia de observación por
desplazamiento de un espejo de referencia, debe corresponder un
cambio de distancia de focalizactón (sin variación adicional de la
diferencia de recorrido) en la muestra, sin el que de nuevo habrá
pérdida de contraste.
Resulta de ello que un sistema de tomografía
utilizado en un medio aberrante ve su resolución espacial y su
sensibilidad simultáneamente disminuidas a causa de las aberraciones
geométricas y los cambios de focalización.
Un sistema de tomografía OCT puede, gracias al
acoplamiento con un procedimiento de óptica adaptativa (OA), ver su
sensibilidad y su resolución espacial mejoradas cuando se utiliza en
medios o con ópticas que engendran aberraciones geométricas
importantes, y con más razón cuando estas aberraciones varían en el
tiempo. La óptica adaptativa es una técnica de restauración de
frentes de onda, que se apoya sobre una medida de las perturbaciones
del frente de onda y en una corrección en bucle cerrado de este
frente de onda vía un sistema corrector. Existen diferentes maneras
de medir un frente de onda, por lo tanto diferentes tipos de
analizadores. El analizador de tipo Shack-Hartmann
es el más utilizado, como se ilustra en los documentos US6,299,311 y
US5,777,719. Aplicada sobre el ojo, la medida del frente de onda se
realiza sobre el haz de retorno de un punto luminoso reflejado
sobre la retina. Existen también diferentes tipos de sistemas
correctores, siendo los más corrientes los espejos deformables.
El acoplamiento OCT+OA ya ha sido contemplado
como solución de imagen tridimensional 3D para los medios
biológicos. No obstante, los niveles de sensibilidad actualmente
obtenidos con sistemas que implementan dicho acoplamiento son
claramente insuficientes para contemplar un sistema de tomografía
in vivo para el examen de una retina humana, para el cual
las condiciones de medida son muy difíciles teniendo en cuenta los
movimientos oculares.
El fin de la invención es proponer un sistema de
tomografía de alta resolución axial y lateral de la retina humana,
que implementa un acoplamiento OCT+OA y que permita una tomografía
in vivo.
Este objetivo se alcanza con un sistema de
tomografía in vivo con alta resolución axial y lateral de la
retina humana, que comprende:
- -
- Un interferómetro de Michelson, realizando montaje de tomografía de campo completo por interferencia de longitud de coherencia corta (OCT) con un barrido en Z,
- -
- Una fuente de luz de entrada dispuesta en un brazo de entrada del interferómetro,
- -
- Medios de óptica adaptativa, dispuestos entre el interferómetro y un ojo que hay que examinar, previstos para corregir los frentes de onda procedentes del ojo y con destino al ojo, comprendiendo una fuente de referencia, un espejo deformable y medios de análisis de superficie de onda,
- -
- Medios de detección, dispuestos en un brazo de imagen del interferómetro, previstos para producir una imagen a partir de una medida interferométrica según el principio del OCT, y
- -
- Medios para ajustar la focalización de los medios de análisis de superficie de onda.
Según la invención, los medios de ajuste de
focalización están dispuestos para forzar al espejo deformable a
adoptar una curvatura suplementaria, para conjugar la fuente de luz
de entrada y los medios de detección con un punto de profundidad
predeterminada en la retina, siendo controlados los dichos medios de
ajuste en sincronismo con el barrido en Z del montaje de tomografía
OCT.
Para restaurar la resolución y el contraste, es
importante que la óptica correctora pueda corregir, en el brazo de
la muestra, a la vez los frentes de onda incidentes y los frentes de
onda reflejados. La óptica adaptativa debe pues encontrarse entera
en el brazo del interferómetro de Michelson que lleva a la muestra,
con su fuente de referencia y su analizador.
En estas condiciones, la óptica correctora
puede, a partir de las medidas de frente de onda realizadas por el
analizador, compensar las perturbaciones que el frente de onda va a
encontrar cuando pasa a través de la óptica así como del medio que
rodea la muestra. Una imagen corregida de cada punto de la fuente,
próxima pues del límite de difracción, se realiza en la profundidad
de la muestra. La interferencia de la información espacial
desaparece y la concentración de luz aumenta.
Recíprocamente, es siempre válida la misma
corrección para compensar las aberraciones geométricas ocasionadas
por el paso a través del medio y de la óptica. Una imagen próxima a
la difracción está también entonces disponible y susceptible de
interferir con el contraste máximo con su homólogo del brazo de
referencia.
Por otro lado, la medida del contraste de las
franjas sin modulación por el método de Wollaston garantiza la
coherencia interferométrica de los cuatro interferogramas
bidimensionales (2D) necesarios para la medida de la carta 2D de
reflectancia de la retina, para una profundidad determinada.
Un segundo objetivo de la invención pretende
optimizar la sensibilidad del dispositivo de OCT. Las aberraciones
geométricas encontradas en el ojo sobre el camino "de ida"
degradan considerablemente la conjugación fuente Interferómetro de
Michelson/retina. En consecuencia, la resolución lateral del
alumbrado se ve fuertemente disminuida. Estas aberraciones aumentan
muy rápidamente con el diámetro de pupila utilizado.
Tradicionalmente, la reducción del diámetro del haz de entrada
permite limitar los efectos de estas aberraciones. Sin embargo, el
límite de difracción aumenta y la resolución lateral máxima también
disminuye.
Por otro lado, las aberraciones geométricas
encontradas en el ojo sobre el camino "de vuelta" degradan
considerablemente la conjugación Retina/Detector. En consecuencia,
la resolución lateral de la imagen restituida se ve fuertemente
disminuida. Allí también, la reducción del diámetro del haz de
salida permite limitar los efectos de estas aberraciones. Pero más
aún, el límite de difracción aumenta y la resolución lateral máxima
disminuye. Además, la reducción del diámetro del haz se acompaña de
una reducción de la superficie colectora en la salida del ojo, y
entonces de la sensibilidad del examen.
Además, las aberraciones geométricas encontradas
en el ojo sobre el camino "ida+vuelta" degradan
considerablemente la conjugación entre las imágenes de la fuente
vistas a través de ambos brazos del interferómetro de Michelson. En
consecuencia, el contraste interferométrico se ve fuertemente
disminuido. Este efecto aparece sólo cuando se utiliza una pupila
de diámetro demasiado grande, ya que en caso contrario, la reducción
del diámetro permite limitar las aberraciones.
Estos inconvenientes se remedian con un sistema
de tomografía in vivo según la invención que comprende medios
para aumentar el contraste interferométrica por la compensación de
las aberraciones geométricas del ojo, en forma de medios de óptica
adaptativa insertados en el brazo de medida del interferómetro, y
medios para compensar los efectos de birrefringencia de la córnea
mediante la introducción de un compensador delante del ojo.
Los medios de óptica adaptativa, ventajosamente
realizados en forma de un espejo deformable, están instalados entre
el interferómetro de Michelson y el ojo. Compensan las aberraciones
que sufre el haz saliendo del ojo y pre-compensan
al mismo tiempo las aberraciones que sufre el haz de ida entrando en
el ojo. La utilización de técnicas de óptica adaptativa en
oftalmoscopios es ya conocida en la técnica anterior,
particularmente por el documento EP1164921B1 que divulga un sistema
de óptica adaptativa implementado en un oftalmoscopio láser de
barrido (SLO).
La resolución lateral del alumbrado es así
restaurada. La resolución lateral del examen es restaurada. El
contraste interferométrica es óptimo, incluso a plena abertura de
pupila.
El control de los medios de óptica adaptativa
está establecido en base a las medidas de frente de onda realizadas
detrás de los dichos medios de óptica adaptativa (en el sentido de
la vuelta) sobre la imagen de un punto fuente de referencia
instalado sobre la retina. Este punto fuente se obtiene por la
introducción de un haz luminoso adicional, independiente del haz de
medida, enfocado sobre la retina. Según el nivel de optimización
investigado, el haz de referencia "de ida" puede o no pasar por
los medios de óptica adaptativa y sacar provecho de la corrección
adaptativa.
La medida OCT supone la igualdad de los caminos
ópticos entre ambos brazos del interferómetro de Michelson, con
precisión a la longitud de coherencia de la fuente cercana. También
supone un ajuste óptimo sobre la profundidad que corresponde a esta
igualdad.
Tradicionalmente, la limitación del diámetro del
haz confiere sobre el ojo una profundidad de campo muy grande que
dispensa de cualquier reajuste.
Cuando se utiliza el sistema a plena abertura
(normalmente F/3), la profundidad de campo disminuye a rápidamente,
normalmente 30 \mum. El barrido en Z del OCT puede salir
rápidamente de este intervalo, más allá del cual el contraste
interferométrico disminuye. Se puede considerar esto como un efecto
de aberración de puro defocus.
Podemos remediar este problema dotando al
analizador de superficie de onda de un dispositivo que permite
ajustar su propia focalización, por ejemplo con un ajuste mecánico.
Una modificación arbitraria de esta focalización, fuerza, vía el
bucle de óptica adaptativa, al espejo deformable a adoptar una
curvatura suplementaria, conjugando fuente de entrada y detector
con un punto más o menos profundo en la retina. El control de esta
focalización debe ser sincronizado con el barrido en Z del OCT.
Es igualmente posible controlar el analizador
para forzarlo a trabajar en modo desfocalizado. Ciertos analizadores
evolucionados, por ejemplo los modelos de la sociedad Imagine
Optic, son realmente capaces de trabajar en un modo desfocalizado
con resultados buenos.
Una solución alternativa a desfocalización real
del analizador puede consistir en añadir un término de de foco puro
en el control del espejo, cualquiera que sea la medida del
analizador. Este artificio es utilizado corrientemente en óptica
adaptativa. Con un analizador de tipo
Shack-Hartmann, simplemente se modifica dicha tabla
denominada como "pendientes de referencia", lo que fuerza al
sistema a converger hacia un control modificado
arbitrariamente.
Otro fin de la invención pretende optimizar el
rendimiento fotométrico del interferómetro de Michelson aplicado en
el sistema de tomografía in vivo según la invención. Este
objetivo se alcanza con un sistema de tomografía in vivo
según la invención que opera con luz polarizada linealmente y en el
cual cambia la polarización entre ida y vuelta en los brazos con
una lámina de cuarto de onda.
El empleo de una luz polarizada permite:
- -
- limitar la degradación del contraste interferométrico por los efectos de birrefringencia del ojo. En efecto, cualquier rotación o cambio de la polarización de la luz a su paso en el ojo se acompaña de una pérdida del contraste interferométrico por la simple pérdida de conservación de la amplitud del campo en la dirección inicial de polarización;
- -
- optimizar la transmisión de vuelta del ojo. En efecto, el empleo de un cubo separador que polariza en guía lámina separadora y la rotación de las polarizaciones en ambos brazos de un ángulo de 90 grados entre la ida y la vuelta con una lámina de cuarto de onda, permite recoger en la salida del sistema toda la energía remitida por el ojo, y no la mitad, como es tradicionalmente el caso con un interferómetro de Michelson.
En una forma particular de la invención que
pretende filtrar lo mejor posible cualquier reflexión parásita de
origen instrumental, la lámina de cuarto de onda está colocada lo
más cerca posible del ojo, pero antes del compensador de
birrefringencia.
Se puede contribuir ventajosamente a filtrar lo
mejor posible la reflexión de la córnea en el sistema de tomografía
in vivo según la invención, utilizando un montaje de Gauss
gracias al cual la adición de un diafragma de campo frena la parte
esencial del flujo reflejado por la córnea.
Una optimización de la medida del frente de onda
puede ser ventajosamente obtenida instalando la fuente de
referencia antes de los medios compensadores de óptica
adaptativa.
Con el fin de no desfocalizar la fuente de
referencia cuando los medios compensadores de óptica adaptativa,
materializados en calidad de ejemplo por un espejo deformable, son
desfocalizados para ajustar la puesta a punto una profundidad
determinada, podemos además prever medios para ajustar esta puesta a
punto por reacción de los medios compensadores de óptica adaptativa
a una desfocalización global del conjunto fuente+analizador.
La imagen retiniana de la fuente de referencia
queda así inalterable mientras que los medios compensadores
conjugan un plano diferente de la retina a la cámara de salida.
Con el fin de optimizar la fijación del sujeto,
se puede ventajosamente prever una mira activa.
Para garantizar la estabilidad interferométrica
de las medidas a pesar del carácter adaptativo de las correcciones
de superficie de onda, se pueden prever además medios para congelar
la forma de los medios compensadores de óptica adaptativa, por
ejemplo del espejo deformable, durante el tiempo de una
exposición.
Según otro aspecto de la invención, se propone
un procedimiento de tomografía in vivo con alta resolución
axial y lateral de la retina humana, que comprende:
- -
- Una tomografía de campo completo por interferencia de longitud de coherencia corta (OCT) con un barrido en Z, aplicando una fuente de luz de entrada,
- -
- Una producción de una imagen de la retina por medios de detección, a partir de una medida interferométrica según el principio del OCT,
- -
- Una corrección de los frentes de onda procedentes del ojo y con destino al ojo, por medios de óptica adaptativa, dispuestos entre el interferómetro y el ojo, comprendiendo un análisis de superficie de onda sobre la retina, y
- -
- Un ajuste de la focalización del análisis de superficie de onda,
caracterizado por que el ajuste de focalización
se realiza para conjugar la fuente de luz de entrada y los medios
de detección con un punto de profundidad predeterminada en la
retina, en sincronismo con barrido en Z de la tomografía OCT.
Otras ventajas y características de la invención
aparecerán en el examen de la descripción detallada de un modo de
aplicación que no es de ninguna manera limitativo, y en los dibujos
adjuntados sobre los cuales:
- La figura 1 es un esquema funcional de un
sistema de tomografía in vivo según la invención;
- La figura 2 ilustra esquemáticamente la
estructura de principio de un sistema de tomografía in vivo
según la invención;
- La figura 3 es un esquema funcional de un
dispositivo de control de un sistema de tomografía in vivo
según la invención; y
- La figura 4 es un esquema de un ejemplo
práctico de realización de un sistema de tomografía in vivo
según la invención.
- La figura 5 es un esquema de otro ejemplo de
realización de un sistema de tomografía in vivo según la
invención.
Un sistema de tomografía in vivo según la
invención comprende, en referencia a la figura 1:
- -
- Un interferómetro de Michelson, que realiza un montaje de OCT de campo completo,
- -
- Un dispositivo de óptica adaptativa, dispuesto entre el interferómetro y un ojo que hay que examinar, que realiza la corrección de los frentes de onda procedentes del ojo pero también con destino al ojo,
- -
- Un dispositivo de detección, dispuesto detrás del interferómetro, que permite sin modulación ni detección sincrónica, realizar la medida interferométrica según el principio del OCT, y
- -
- Un sistema de enfoque permitiendo dirigir la mirada del paciente asegurando su comodidad visual y optimizando sus ejecuciones de fijación.
En primer lugar se va a describir, en referencia
a la figura 2, el principio de acoplamiento OCT+OA aplicado en un
primer ejemplo de realización de un sistema de tomografía in
vivo según la invención. Este sistema comprende un sistema A de
tomografía OCT, un analizador B de frente de onda, una fuente de
referencia C, un espejo deformable D asegurando también la función
de barrido del ojo sobre una o dos dimensiones espaciales, un
sistema de enfoque E y una lente F de control de la
focalización.
El sistema A de tomografía OCT, de estructura
convencional, comprende una fuente, un detector, un dispositivo de
barrido en Z y una modulación.
Una traslación de la lente F permite imponer,
vía la reacción del sistema adaptativo, una focalización particular
del espejo deformable D, es decir una puesta a punto particular.
Este control permite, en asociación con el desplazamiento del
espejo de referencia, observar cada capa de la muestra con el
contraste óptimo.
Esta disposición del montaje adaptativo completo
en el brazo del interferómetro de Michelson devuelve la corrección
posible de frente de onda.
Los sistemas OCT utilizados actualmente sobre
tejidos biológicos tales como un ojo, extraen una baja señal
interferométrica disponible del fondo incoherente, con la ayuda de
técnicas de detección sincrónica asociadas con una modulación del
camino óptico, la mayoría de las veces por un cambio de la longitud
de la fibra sobre el brazo de referencia. Esta modulación debe ser
sincronizada en este caso con los frentes de onda de modo que
ninguna diferencia de recorrido adicional de origen
"adaptativo" vaya a perturbar la medida interferométrica.
Además, es decir sobre intervalos de tiempos más largos que el
período de modulación/desmodulación del sistema, la diferencia de
recorrido debe también ser mantenida con precisión a la mitad de la
longitud de coherencia cercana, ya que es al final ésta última la
que fija la resolución en profundidad del sistema. Un dispositivo
de control, tal y como se ilustra esquemáticamente sobre la figura
3, está programado para asegurar este control de la diferencia de
recorrido. Este dispositivo de control puede comprender un reloj
principal maestro que emite una señal de reloj a unidad de
detección, a una unidad de modulación y a un ordenador de control de
la óptica adaptativa que dirige un espejo deformable y un
analizador.
Se va ahora a describir, en referencia a la
figura 4, un ejemplo práctico de realización de un sistema de
tomografía in vivo según la invención. El interferómetro, de
tipo Michelson, comprende un brazo de medida previsto para iluminar
el ojo y recoger la luz remitida, y un brazo de referencia previsto
para iluminar un espejo móvil que permite la exploración en
profundidad del tejido retiniano.
El interferómetro se utiliza en luz polarizada
de modo rectilíneo y perpendicular en ambos brazos. La fuente de
luz S es un diodo de longitud de coherencia corta temporal (por
ejemplo, 12 \mum), cuyo espectro está centrado sobre 780 nm.
Confiere por principio al sistema de tomografía in vivo una
resolución axial igual a la mitad de la longitud de coherencia
dividida por el indicio de refracción del medio.
Esta fuente de luz S puede ser pulsada. En este
caso, está sincronizada entonces con la toma de imagen y la
corrección adaptativa. El haz está limitado por un diafragma de
campo correspondiente a 1 grado en el campo visual del ojo (300
\mum sobre la retina) y un diafragma pupilar correspondiente a una
abertura de 7 mm sobre un ojo
dilatado.
dilatado.
Un polarizador de entrada P permite el
equilibrado óptimo de los flujos inyectados en ambos brazos del
interferómetro.
Ambos brazos presentan una configuración
denominada Gauss, afocal, que permite el transporte de las pupilas,
por una parte, y la materialización de una imagen intermedia del
campo donde un diafragma bloquea una gran parte del reflejo de la
córnea, por otra parte. Láminas de cuarto de onda aseguran por la
rotación de la polarización de la única luz remitida por el ojo, y
el espejo móvil, una filtración eficaz de las reflexiones
parasitarias en el sistema de tomografía in vivo según la
invención.
Con el fin de conservar la igualdad de los
caminos ópticos en ambos brazos, con el mismo transporte de las
pupilas y del campo, el brazo de referencia es similar al brazo de
medida, pero con un óptico estático.
Se va ahora a describir la vía de detección del
sistema de tomografía in vivo según la invención. Ambos haces
sobre el brazo de salida están todavía polarizados
perpendicularmente, e interfieren sólo si son proyectados sobre una
dirección común. Un prisma de Wollaston W tiene como función
proyectar simultáneamente las dos radiaciones sobre dos direcciones
perpendiculares de análisis. Se puede entonces efectuar una medida
simultánea de la intensidad después de interferencia en dos estados
de interferencia en oposición, sin modulación ni detección
sincrónica, sobre un detector bidimensional único. La adición de una
lámina de cuarto de onda, después de la división del haz, permite
acceder a dos medidas suplementarias, evitando así toda ambigüedad
entre amplitud y fase de las franjas.
Una lámina semi-onda a en la
entrada de la vía de detección o delante del prisma de Wollaston
permite orientar convenientemente las polarizaciones
incidentes.
El prisma de Wollaston está colocado en un plano
pupilar, es decir conjugado del cubo separador del interferómetro
de Michelson. El ángulo de separación del prisma de Wollaston se
escoge en función al campo que hay que observar. La longitud focal
del objetivo final determina el paso de preparación de muestreo de
las cuatro imágenes.
El detector es del tipo CCD, con una cadencia de
imagen superior a 30 imágenes por segundo. Este detector está
asociado con un ordenador dedicado (no representado) en el cual se
realiza el tratamiento numérico de las imágenes: extracción de las
cuatro medidas, calibración, cálculo de la amplitud de las
franjas.
La corrección adaptativa de los frentes de onda
se realiza por encima del interferómetro, es decir en el brazo de
medida. Cada punto de la fuente S ve así su imagen sobre la retina
corregida para las aberraciones, y la imagen de vuelta es también
corregida. La amplitud de las franjas es entonces máxima.
El subconjunto de óptica adaptativa comprende un
espejo deformable MD. La medida de frente de onda se hace por un
analizador SH de tipo Shack-Hartmann sobre el haz de
vuelta de un punto luminoso él mismo reflejado sobre la retina vía
el espejo deformable MD. La longitud de onda de análisis es de 820
nm. La iluminación es continua y proporcionada por un diodo SLD
superluminiscente temporalmente incoherente.
Las dimensiones del analizador corresponden a
una optimización entre sensibilidad fotométrica y preparación de
muestreo del frente de onda. La cadencia de congelación
actualización del control del espejo deformable MD puede alcanzar
150 Hz. Un ordenador dedicado (no representado) controla el bucle de
óptica adaptativa.
El control se sincroniza no obstante para
congelar la forma del espejo durante la medida interferométrica.
Un control apropiado de la focalización de la
vía de análisis, por medio de una lente LA2, permite adaptar la
distancia de focalización a la capa seleccionada por el
interferómetro. Esta disposición es capital para conservar un
contraste óptimo a cualquier profundidad.
El espejo deformable MD está conjugado por la
pupila del sistema y del ojo. El campo del sistema está definido
por el diafragma de campo DCM de entrada del sistema. Se escoge
igual a 1 grado, es decir menos que el campo de isoplanetismo del
ojo, lo que garantiza la validez de la corrección adaptativa en el
campo de la única medida de frente onda realizada a partir de la
mancha, en el centro del campo. Además, la rotación del espejo
deformable MD permite escoger el ángulo de llegada del haz en el
ojo, es decir la porción de retina estudiada.
La adición de cristales correctores de la vista
del sujeto, es decir las bajas órdenes de aberraciones geométricas
tales como el focus o el astigmatismo, justo delante del ojo,
permite relajar las exigencias sobre el recorrido del espejo
deformable MD, y garantiza también un mejor enfoque. Un sistema
corrector adaptativo por transmisión puede ser utilizado
preferentemente con cristales fijos para una corrección óptima.
Un sistema de mirada de enfoque colaborador o
activo está instalado antes del conjunto. Este sistema de enfoque,
que comprende una mira activa MAM, presenta al sujeto la imagen de
un punto luminoso que se desvía periódicamente del eje de mirada
buscado. El paciente es invitado entonces a seguir todos los
movimientos de esta imagen. Cada vez que la imagen vuelve sobre el
eje, y después de un tiempo de estado latente ajustable, se realizan
una serie de medidas interferométricas. El desplazamiento periódico
de la mirada permite conseguir por parte del paciente una mejor
capacidad de fijación cuando mira al eje buscado. La amplitud y la
frecuencia son adaptables al sujeto y a las medidas emprendidas.
Por razones de comodidad, la mira puede ser realizada con un simple
ordenador de oficina sobre el cual un punto luminoso es fijado y
desplazado.. La mira activa MAM, la óptica adaptativa, la fuente S
y la toma de imagen son sincronizadas.
Se va ahora a describir de modo detallado, en
referencia a la figura 4, un ejemplo concreto de realización de
cada uno de los subconjuntos de un sistema de tomografía in
vivo según la invención.
El brazo de entrada comprende sucesivamente la
fuente S, normalmente un diodo electroluminescente de una potencia
de 30 mW con una longitud de onda de 780 nm, de modelo Hitachi
HE7601SG, un condensador LE1 realizado en forma de un objetivo de
microscopio, un diafragma de campo DE1, y un colimador LE2.
El brazo de referencia comprende sucesivamente
una separadora CPR realizada en forma de un cubo polarizante de
banda ancha, una primera lente focal de Gauss LR1 de 125 mm, un
primer espejo MR1 de devolución de los haces, un primer espejo
parabólico MPR1 de devolución parabólica de los haces, un segundo
espejo MR2 de devolución de los haces, un segundo espejo MPR2 de
devolución parabólica de los haces, una segunda lente de Gauss LR2,
una lámina de cuarto de onda QOR que realiza una función de rotación
de polarización, una tercera lente de focalización LR3 y un último
espejo MR3 esférico y de curvatura centrada sobre el centro de la
lente LR3. Este espejo MR3 asegura a la vez la función de retina de
referencia del interferómetro y de reconjugación de la pupila de la
vuelta.
El brazo de medida comprende una primera lente
de Gauss LM1, un diafragma de campo DCM, un separador de haces
SFP1, una segunda lente de Gauss LM2, una separadora CPA en forma de
un cubo polarizante de banda ancha, una lente de focalización LA3,
un analizador de Shack-Hartmann SH, una lente de
focalización LA4, una fuente de análisis SLD con una longitud de
onda de 830 nm, un primer espejo parabólico MPM1 de devolución
parabólica de los haces, un espejo deformable MD que contiene 31
electrodos, un segundo espejo parabólico MPM2 de devolución
parabólica de los haces, un espejo MM1 de devolución de los haces,
un separador pelicular SFP2, una lente de Gauss LM2', una lámina de
cuarto de onda QOM de rotación de polarización, una lente
adaptativa LAM, una lente de focalización LM2 y una mira activa
MAM.
El brazo de imagen comprende una lámina
semi-onda DOP/M prevista para efectuar un cambio de
las polarizaciones, un cubo separador no polarizante BSP/M, un
espejo MP/M1 de devolución de los haces, una lámina de cuarto de
onda QOP/M de creación de un retraso diferencial función de las
polarizaciones sobre uno de los haces, un espejo MP/M2 de
devolución de los haces, un espejo MP/M3, una lente LP/M2 de
colimación, un prisma de Wollaston W de proyección de las
polarizaciones, una lente LP/M3 de objetivo, y un detector CCD. La
lámina semi-onda puede estar colocada
ventajosamente justo antes del prisma de Wollaston, en cuyo caso a
las polarizaciones viajan en el brazo de medida con la orientación
que tienen en el interferómetro (a la vuelta). La lámina de cuarto
de onda del brazo de medida debe pues ser orientada en
consecuencia.
En el ejemplo práctico de realización ilustrado
por la figura 4, el sistema de tomografía in vivo según la
invención es relativamente compacto, menos de 1,2 m de lado. Una
parte importante de la restricción de tamaño viene del diámetro del
espejo deformable MD que fija en parte la longitud focal de las
parábolas fuera de eje. El empleo de micro espejos disminuiría
evidentemente todas las dimensiones del sistema.
El sistema de detección, con su división en dos
haces, es realizado aquí con componentes discretos. Es factible
hacer realizar y utilizar componentes integrados que reúnan las
funciones de separación, repliegue, incluso, el retraso de los
haces.
Se van ahora a exponer las prestaciones técnicas
del sistema de tomografía in vivo según la invención, en su
configuración práctica representada en la figura 4. En cada
exposición, se realiza una imagen de campo completo de la retina,
con un diámetro de 1 grado. La imagen es corregida por las
aberraciones geométricas. La imagen es corregida para las
aberraciones geométricas, es decir cerca del límite de difracción
(1,8 micrones a 780 nm de longitud de onda). El carácter
simultáneo, ya de campo completo, de las medidas en cualquier punto
confiere a la imagen una precisión cartográfica máxima. Por otro
lado, el carácter simultáneo de la medida interferométrica
garantiza la conservación de la resolución en profundidad: 4,5
micrones con una fuente de 12 \mum de longitud de coherencia.
Así el empleo conjugado de una técnica
interferométrica de campo completo, de una óptica adaptativa por
delante, y de una detección simultánea sin modulación, hace posible
la obtención de imágenes tridimensionales in vivo. Por otro
lado, la mira activa optimiza la realización operacional del
sistema.
El carácter de campo completo del dispositivo
OCT utilizado en el sistema de tomografía in vivo según la
invención proporciona un logro en sensibilidad de naturaleza
múltiple, a saber un logro instalando en paralelo la integración
del flujo luminoso de los diferentes puntos del campo, en
comparación con cualquier técnica de barrido. El empleo de una
óptica adaptativa garantiza no sólo la restauración de la calidad de
imagen sino también la del contraste interferométrico. En cuanto al
análisis de frente de onda, se anotará que la instalación de la
fuente de referencia por delante del espejo deformable garantiza una
calidad de medida óptima de las aberraciones ya que la imagen de
referencia materializada en el ojo goza de la corrección adaptativa.
Esta optimización se mantiene cierta cualquiera que sea la
focalización, estando la fuente por delante del sistema de control
de puesta punto. Por fin, el empleo de un cubo que polariza todavía
permite utilizar allí todos los fotones procedentes del ojo. La
medida del frente de onda se hace pues en las mejores
condiciones.
El campo instantáneo accesible al sistema, es
decir sobre una exposición, es aproximadamente de un grado, es
decir 300 \mum sobre la retina. Si el dispositivo de barrido en
profundidad es aplicado entre cada toma de imagen, en 1 segundo,
hasta 30 planos de tejido pueden ser examinados. Si el paciente
puede mantener su fijación durante 2 segundos, y si la distancia
entre los planos se escoge igual a 2 \mum, por ejemplo, un
volumen de 300x300x120 \mum de tejido retiniano puede así ser
observado con una resolución de 1,8x1,8x4,5 micrones.
La posibilidad de rotación del espejo deformable
aporta por otro lado al sistema de tomografía in vivo según
la invención la capacidad de explorar un campo más ancho, sobre
varios grados, es decir examinar regiones más periféricas de la
zona foveolar.
En cuanto al análisis de frente de onda, se
anotará que la instalación de la fuente de referencia SLD anterior
al espejo deformable MD permite una calidad óptima de medida de las
aberraciones es decir de su compensación, ya que la imagen de
referencia materializada en el ojo se beneficia en este caso de la
corrección adaptativa. Esta optimización se mantiene cierta
cualquiera que sea la focalización, encontrándose la fuente SLD
delante del sistema de control de puesta a punto. Por fin, el
empleo de un cubo que polariza CPA (fig. 4) todavía permite en este
caso utilizar todos los fotones procedentes del ojo. La medida del
frente de onda se hace pues en buenas condiciones.
Sin embargo, es necesario anotar que se requiere
una conjugación óptica lateral muy precisa entre la fuente de
referencia SLD y la entrada del analizador SH. En caso de que esta
conjugación sea insuficiente, una tentativa de compensación por el
bucle de óptica adaptativa de un error de conjugación puede llevar a
una divergencia del servo-
control.
control.
Una variante de la invención, ilustrada en la
figura 5, permite más sencillez en el sistema disminuyendo este
riesgo de inestabilidad del bucle de óptica adaptativa. En esta
variante, la fuente de referencia SLD está situada más cerca del
ojo en el trayecto óptico, en particular después de la óptica
adaptativa (a la ida) y por ejemplo antes de un compensador de
birrefringencia, como un compensador de
Soleil-Babinet CBC, o justo antes del ojo. A falta
de lograr de una mancha imagen óptima en el fondo del ojo, el
sistema gana entonces en estabilidad de funcionamiento.
El espejo deformable utilizado en la óptica
adaptiva puede ser por ejemplo un espejo de diámetro de 50 mm de 31
elementos de la sociedad CILAS. Sin embargo, las prestaciones y/o la
compacidad del dispositivo pueden ser mejoradas utilizando un
modelo con mejores prestaciones y\o más compacto tal como el espejo
deformable de diámetro de 15 mm de 52 elementos desarrollado en el
Laboratorio de Astrofísica del Observatorio de Grenoble, en
particular a debido a su compacidad y de un recorrido más importante
en los movimientos de adaptación.
En el ejemplo ilustrado en la figura 5, los
espejos de repliegue del brazo de medida MPM1, MPM2 y los del brazo
de referencia MPR1, MPR2 han sido suprimidos. El trayecto óptico del
brazo de medida comprende un doblete de dos lentes
LM1-1 y LM1-2 por un lado del espejo
deformable MD, y otro doblete de dos lentes LM2-1 y
LM2-2 por el otro lado de este espejo deformable.
Del mismo modo, el trayecto óptico del brazo de referencia comprende
un doblete de dos lentes LR1-1 y
LR1-2 por un lado del espejo de referencia MR, y
otro doblete de dos lentes LR2-1 y
LR2-2 por el otro lado de este espejo de
referencia.
La utilización de lentes más que de espejos
puede ser más económica y permitir mejores prestaciones, en
particular debido al coste y de las aberraciones ópticas de este
tipo de espejo, que normalmente son unos espejos parabólicos fuera
de eje.
La combinación de dicho montaje en el eje, con
un espejo deformable más pequeño permite obtener un sistema con
mejores prestaciones y más simple, o más económico, conservando
dimensiones limitadas.
Como se ilustra en la figura 5, el sistema puede
comprender además medios de imagen clásica, como una cámara IMG,
que permite asociar las medidas interferométricas con una imagen
simple de las zonas examinadas, por ejemplo para facilitar la
exploración y la selección de las zonas examinadas.
Colocado directamente en la salida (a la vuelta)
del brazo de medida, es decir justo antes del cubo que polariza CPR
del interferómetro, un segundo cubo que polariza CNPI permite
desviar el haz de vuelta hacia una cámara de imagen IMG que dispone
de sus propios medios de focalización Ll de la imagen. Sobre esta
vía, será observable una imagen directa de la zona retiniana
apuntada. Se puede en particular colocar el brazo de medida y esta
vía adicional de modo que proporcionan un campo de observación más
ancho que el modo interferométrica, cuyo campo está limitado en
particular por la técnica de medida de contraste interferométrica en
sí misma.
Debido a su longitud de coherencia corta, la
fuente de entrada S presenta un espectro de tipo policromático. En
un montaje OCT típico este espectro es en general relativamente
estrecho, por ejemplo de una anchura del orden de 50 nanómetros,
pero no forzosamente despreciable.
Este espectro policromático puede causar una
degradación de las prestaciones, en particular generando una
dispersión de las diferencias de recorrido a causa del carácter
dispersivo del medio ocular, lo que conduce a una degradación de la
resolución axial del dispositivo. Para evitar o limitar estas
degradaciones, el sistema puede comprender medios de compensación
situados en el brazo de referencia.
Además, el carácter dispersivo de los medios
oculares también se traduce por una variación de la distancia focal
del ojo con la longitud de onda, también generando una degradación
de la resolución axial. Para evitar o limitar estas degradaciones,
el sistema puede entonces comprender medios de compensación situados
por ejemplo en el brazo de medida. En particular, estos medios
pueden compensar un cromatismo focal que representa cerca de 400
micrómetros entre el rojo y el azul, por ejemplo reemplazando el
colimador LM2-2 situado justo delante del ojo por
un doblete con cromatismo voluntariamente escogido opuesto al del
ojo. Estos medios pueden también compensar las diferencias de
camino óptico debidas a la dispersión cromática, por ejemplo
insertando un depósito de agua en el brazo de referencia de una
medida dependiente y\o regulable según la medida o las
características del ojo examinado. Dicho depósito puede ser de una
dimensión del orden de 24 mm, longitud media de un ojo humano.
Con una fuente de 12 micrómetros de longitud de
coherencia y 50 nanómetros de anchura de espectro, la utilización
de estos medios de compensación puede permitir mejorar la resolución
axial reduciéndola de un valor de cerca de 6 micrómetros a un valor
de cerca de 4 micrómetros.
Para aumentar las prestaciones, en particular en
término de resolución axial, el sistema puede también utilizar como
fuente de entrada del interferómetro una iluminación policromática
de espectro más ancho, por ejemplo de luz blanca. En este caso, el
aumento de realización proporcionado por estos medios de
compensación será mucho más importante.
En el ejemplo ilustrado en la figura 5, el
sistema está dispuesto para que el blanco de la mira activa MAM sea
visible por los dos ojos OD1 y OG1 del sujeto examinado. Una mirada
con ambos ojos puede en efecto permitir mejorar las prestaciones de
fijaciones o de estabilidad, y facilitar el examen. En este ejemplo,
la imagen de la mira se introduce en el trayecto óptico entre la
fuente de referencia SLD y el ojo examinado por una separadora
BST3.
Esta separadora puede ser escogida dicroica para
reflejar el 50% de toda la luz que viene de la mira MAM hacia el
ojo examinado OEX, y transmitir el 50% restante hacia el otro ojo
OV1 u OV2 para permitir una mirada de ambos ojos. La separadora
dicroica BST3 transmite entonces toda la luz de la fuente de
referencia SLD hacia el ojo examinado OEX, aprovechando una
diferencia de espectro entre la fuente de referencia SLD (830 nm) y
la mira MAM (800 nm). Una lámina separadora 50/50 totalmente neutra
espectralmente también es conveniente, pero el 50% de la luz del
SLD es entonces enviado hacia el ojo que no es estudiado. Un filtro
puede permitir eliminar esta imagen si es considerada molesta por
el sujeto.
Para poder examinar cualquiera de ambos ojos
asegurando un enfoque con ambos ojos, el sistema presenta un
emplazamiento central de examen OEX, así como dos emplazamientos de
mirada OV1 y OV2 repartidos a los dos lados de este emplazamiento
de examen OEX.
Cuando el ojo izquierdo está en el emplazamiento
central para ser examinado, el ojo derecho recibe la imagen de la
mira MAM en su emplazamiento de mirada OV1 por medios replegables de
devolución, por ejemplo dos espejos MT1 y MT2. Cuando es el ojo
derecho el que está en el emplazamiento de examen OEX, los medios de
devolución pueden ser replegados o anulados y la imagen de la mira
MAM alcanza el ojo izquierdo en su emplazamiento de mirada OV2.
Como se ilustra en la figura 5, el sistema puede
también comprender, o colaborar con, medios de control IRIS de los
movimientos del ojo examinado, colaborando con el dispositivo de
tomografía. Puede tratarse por ejemplo de una cámara con
reconocimiento de imagen que realiza un seguimiento o
"tracking", por ejemplo de la retina o de la pupila o de los
bordes del iris, para detectar y evaluar los movimientos del
ojo.
El conocimiento de los movimientos del ojo
permite entonces al sistema adaptarse a los desplazamientos de la
zona que hay que examinar, por ejemplo coordinando los ajustes y las
exposiciones con las diferentes posiciones detectadas o previstas
de esta zona que hay que examinar, o permitiendo una optimización
espacial y\o temporal de la óptica adaptiva. Es posible por ejemplo
aprovechar períodos naturales de estabilización de la pupila o de
la retina para realizar todo o parte de los ajustes o de las medidas
deseados.
La imagen del ojo examinado alcanza los medios
de seguimiento del ojo IRIS por una separadora BST2 insertada en el
trayecto óptico, por ejemplo entre el ojo y la fuente de referencia
SLD. De modo ventajoso, por ejemplo para no molestar al sujeto,
esta separadora BST2 es dicroica y el seguimiento de los movimientos
del ojo se hace con luz no visible, por ejemplo infrarroja.
Los medios de control IRIS pueden comprender por
ejemplo un dispositivo de medida de los desplazamientos oculares,
como los desarrollados por la sociedad Métrovision.
La invención puede en particular aplicarse para
realizar o completar un dispositivo de imagen retiniana, o de
topografía de córnea, o de medida de una película de lágrimas.
Por supuesto, la invención no está limitada a
los ejemplos que han sido descritos y pueden ser aportadas numerosas
realizaciones a estos ejemplos sin salir del alcance de la
invención.
Claims (34)
1. Sistema de tomografía in vivo con alta
resolución axial y lateral de la retina humana, que comprende:
- -
- Un interferómetro de Michelson, que realiza un montaje de tomografía de campo completo por interferencia de longitud de coherencia corta (OCT) con un barrido en Z,
- -
- Una fuente de luz de entrada colocada (S) en un brazo de entrada del interferómetro,
- -
- Medios de óptica adaptativa previstos para corregir frentes de onda procedentes del ojo y con destino al ojo, comprendiendo una fuente de referencia (SLD), un espejo deformable (MD) y medios de análisis de superficie de onda (SH),
- -
- Medios de detección (CCD), dispuestos en un brazo de imagen del interferómetro, previstos para producir una imagen a partir de una medida interferométrica según el principio del OCT, y
- -
- Medios (LA2, LA3, LA4) para ajustar la focalización de los medios de análisis de superficie de onda (SH),
caracterizado por que los medios de
ajuste de la focalización están establecidos para forzar al espejo
deformable a adoptar una curvatura suplementaria, para conjugar la
fuente de luz de entrada (S) y los medios de detección (CCD) con un
punto de profundidad predeterminada en la retina, dichos medios de
ajuste son controlados en sincronismo con el barrido en Z del
montaje de tomografía OCT.
2. Sistema según la reivindicación 1,
caracterizado por que los medios de óptica adaptativa (MD,
SLD, SH) están dispuestos entre el interferómetro de Michelson y el
ojo a examinar (OEX).
3. Sistema según una de las reivindicaciones 1 ó
2, caracterizado por que comprende además medios para
controlar los medios de óptica adaptativa (MD) teniendo como base
medidas de frente de onda realizadas detrás de dichos medios de
óptica adaptativa sobre una imagen
\hbox{puntual de la fuente
de referencia (SLD) realizada sobre la retina del ojo.} 4. Sistema según la reivindicación 3,
caracterizado por que comprende además medios para introducir
un haz luminoso adicional, independiente del haz de medida,
enfocado sobre la retina.
5. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que los medios de análisis de
superficie de onda (SH) comprenden un analizador de tipo
Shack-Hartmann.
6. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que comprende además medios
(CBC) para compensar los efectos de birrefringencia de la córnea,
que están dispuestos delante del ojo (OEX).
7. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, caracterizado por que los dos
brazos del interferómetro son recorridos por luz polarizada
rectilíneamente.
8. Sistema según la reivindicación 7,
caracterizado por que comprende además un cubo de
polarización (CPR) para obtener en cada brazo dos polarizaciones
perpendiculares entre ellas.
9. Sistema según la reivindicación 8,
caracterizado por que ambos brazos del interferómetro
comprenden medios para hacer inclinar la polarización de 90 grados
entre la ida y la vuelta.
10. Sistema según la reivindicación 9,
caracterizado porque los medios de cambio de polarización
comprenden una lámina de cuarto de onda (QOR, QOM).
11. Sistema según una de las reivindicaciones 7
a 10, caracterizado por que el interferómetro está iluminado
con luz polarizada linealmente (S, P).
12. Sistema según una de las reivindicaciones 7
a 11, caracterizado por que comprende además medios para
ajustar la orientación de la polarización rectilínea de entrada
(P), para obtener un reparto predeterminado de los flujos
inyectados en ambos brazos del interferómetro.
13. Sistema según las reivindicaciones 6 y 10,
caracterizado por que la lámina de cuarto de onda (QOM) está
colocada lo más cerca del ojo, antes de los medios de compensación
de birrefringencia.
14. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que comprende además medios
para filtrar la reflexión de la córnea.
15. Sistema según la reivindicación 14,
caracterizado por que los medios de filtración de la
reflexión de la córnea comprenden un diafragma de campo (DCM)
dispuesto para detener la parte técnica esencial del flujo
reflejado por la córnea.
16. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que comprende además medios
para ajustar la puesta a punto a una profundidad determinada, por
reacción de los medios de óptica adaptativa (MD) a una
desfocalización global del conjunto constituido por la fuente de
referencia (SLD) y los medios analizadores (SH).
17. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que comprende además una mira
activa (MAM).
18. Sistema según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende
además medios para congelar la forma de los medios de óptica
adaptativa (MD) durante el tiempo de una colocación.
19. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que la fuente de referencia
(SLD) está dispuesta antes de los medios de óptica adaptativa
(MD).
20. Sistema según una de las reivindicaciones 1
a 18, caracterizado por que la fuente de referencia (SLD) es
insertada en el camino óptico entre los medios de óptica adaptativa
(MD) y el ojo a examinar (OEX).
21. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que comprende medios (IRIS) de
seguimiento del movimiento del ojo que hay que examinar que
colaboran con los medios de ajuste o de detección.
22. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que comprende, en el brazo de
medida, medios de compensación de los efectos del cromatismo focal
del ojo.
23. Sistema según una de las reivindicaciones
precedentes, caracterizado por que comprende en el brazo de
referencia medios de compensación de la dispersión de las
diferencias de recorrido.
24. Procedimiento de tomografía in vivo
con alta resolución axial y lateral de la retina humana, que
comprende:
- -
- Una tomografía de campo completo por interferencia de longitud de coherencia corta (OCT) con un barrido en Z, aplicando una fuente de luz de entrada (S),
- -
- Una producción de una imagen de la retina por medios de detección (CCD), a partir de una medida interferométrica según el principio del OCT,
- -
- Una corrección de los frentes de onda procedentes del ojo y con destino al ojo, por medios de óptica adaptativa (MD, SLD, SH), dispuestos entre el interferómetro y el ojo, comprendiendo un análisis de superficie de onda sobre la retina, y
- -
- Un ajuste de la focalización del análisis de superficie de onda,
- -
- caracterizado por que el ajuste de focalización se realiza para conjugar la fuente de luz de entrada (S) y los medios de detección (CCD) con un punto de profundidad predeterminada en la retina, en sincronismo con el barrido en Z de la tomografía OCT.
25. Procedimiento según la reivindicación 24,
caracterizado por que la medida interferométrica comprende
una medida del contraste de las franjas sin modulación por el así
llamado método Wollaston.
26. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 ó 25, caracterizado por que comprende
además una compensación de los efectos de birrefringencia de la
córnea.
27. Procedimiento según la reivindicación 26,
caracterizado por que comprende además una polarización
lineal (CPA) de la fuente de referencia (SLD) y un cambio de la
polarización entre la ida y la vuelta en los brazos.
28. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 a 27, caracterizado por que comprende
además una filtración (DCM) de la reflexión de la córnea.
29. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 a 28, caracterizado por que comprende
además un ajustamiento de la puesta a punto a una profundidad
determinada, controlando la óptica adaptativa (MD) en reacción a una
desfocalización global del conjunto constituido por la fuente de
referencia (SLD) y los medios analizadores de superficie de onda
(SH).
30. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 a 29, caracterizado por que comprende
además un ajuste de la focalización de los medios analizadores de
superficie de onda (SH).
31. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 a 30, caracterizado por que comprende
además un congelamiento de la forma de los medios de óptica
adaptativa (MD) durante el tiempo de una colocación.
32. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 a 31, caracterizado por que comprende, en
el brazo de medida, una compensación de los efectos del cromatismo
focal del ojo.
33. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 a 32, caracterizado por que comprende, en
el brazo de referencia, medios de compensación de la dispersión de
las diferencias de recorrido.
34. Procedimiento según una de las
reivindicaciones 24 a 33, caracterizado por que comprende un
control del analizador de frente de onda (SH) que lo obliga a
trabajar en modo desfocalizado.
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