ES2416382T3

ES2416382T3 - Sistema y procedimiento para optimizar prescripciones ópticas clínicas

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Publication number: ES2416382T3
Application number: ES04813941T
Authority: ES
Inventors: Larry N. Thibos; Raymond A. Applegate; Arthur Bradley
Original assignee: Indiana University Research and Technology Corp
Current assignee: Indiana University Research and Technology Corp
Priority date: 2003-12-12
Filing date: 2004-12-13
Publication date: 2013-07-31
Anticipated expiration: 2024-12-13
Also published as: EP1699345A2; US7857451B2; EP1699345B1; US20070115432A1; PL1699345T3; EP1699345A4; WO2005058136A3; WO2005058136A2

Abstract

Un procedimiento para optimizar una prescripción refractiva, comprendiendo el procedimiento las etapasde: a. obtener datos aberrométricos de un paciente por medio de un aberrómetro; y b. utilizar los datos aberrométricos para realizar un cálculo del ajuste cuadrático equivalente paracalcular la superficie esfero-cilíndrica que representa de la mejor manera el mapa de aberraciones quemaximiza la calidad de la imagen retiniana para obtener al menos una prescripción esfero-cilíndricarefractiva clínica para el paciente, con lo cual el procedimiento para optimizar una prescripciónrefractiva se produce sin el uso de una entrada subjetiva iterativa.

Description

Sistema y procedimiento para optimizar prescripciones ópticas clínicas

Antecedentes

La presente invención se refiere al cálculo de la calidad de la visión y prescripciones ópticas para corregir 5 imperfecciones ópticas en los ojos de un paciente.

Las prescripciones ópticas clínicas se calculan para determinar la mejor combinación de lentes esféricas y cilíndricas que optimizan la agudeza visual para objetos lejanos, maximizando de este modo la calidad de la imagen retiniana. Sin embargo, se ha descubierto clínicamente que optimizar una prescripción en presencia de aberraciones de orden superior tal como se define mediante muchas de las medidas ópticas usadas hoy 10 no siempre da como resultado una prescripción que provoca el mejor enfoque según lo determinado por un paciente. Por lo tanto, una vez que se calcula una prescripción óptica para corrección esférica y cilíndrica, un facultativo normalmente debe usar un procedimiento iterativo para ajustar finamente ese cálculo de manera empírica, dado que el paciente compara el efecto sobre la visión mientras el facultativo cambia entre lentes correctoras ligeramente diferentes. Dado que este procedimiento requiere tiempo, es subjetivo,

15 y requiere experiencia clínica para realizarlo de forma precisa y eficaz, se desea un procedimiento para calcular de forma objetiva una prescripción clínica óptima sin un procedimiento empírico iterativo.

Además, en la determinación de una prescripción óptica óptima, un facultativo debe tener en cuenta además la llamada regla del refractionista “máximo positivo con agudeza visual máxima”. Esto requiere que un facultativo calcule una prescripción en la que el componente esférico de un ojo con miopía (miope) está 20 ligeramente sub-corregido y un ojo con hipermetropía (hipermétrope) está ligeramente sobre-corregido. Por lo tanto, actualmente, el cálculo para el enfoque óptico ideal no es necesariamente la mejor prescripción clínica, requiriendo un segundo cálculo o ensayo iterativo para determinar la prescripción óptica óptima. Dado que los cálculos o ensayo iterativos requieren tiempo, es necesario un procedimiento para incorporar la regla del “máximo positivo con agudeza visual máxima” en un procedimiento para optimizar

25 prescripciones ópticas clínicas.

Además, muchas de las actuales clínicas oftalmológicas emplean aberrómetros comerciales para medir las aberraciones de orden superior del ojo, y las aberraciones esfero-cilíndricas de orden inferior se miden fácilmente con un autorrefractor. Los aberrómetros clínicos modernos (por ejemplo, técnica de detección del frente de onda de Shack-Hartmann o técnica de trazado de rayos subjetivo) normalmente proporcionan 30 mapas detallados de las propiedades de refracción del ojo en toda la pupila. Dichos mapas de aberraciones tienen el potencial de formar de forma precisa la base de correcciones guiadas por frente de onda del ojo (por ejemplo, cirugía refractiva, lentes intraoculares y diseño de lentes de contacto. Sin embargo, los mapas de aberraciones detallados contienen una riqueza de información que puede abrumar a un facultativo e impedir la interpretación. Una manera de reducir la complejidad de un mapa de aberraciones es ajustar el 35 mapa con un número relativamente pequeño de polinomios radiales de Zemike, simplificando la descripción. Sin embargo, incluso un espectro de Zemike es complejo, y su relación con la calidad visual es complicada. En última instancia se desea reducir la medición de una aberración a una única medida de la calidad de la visión, permitiendo que un facultativo evalúe objetivamente la calidad de la visión actual y el potencial de mejora. Dicha definición objetiva de la calidad visual del ojo en una única medida permitiría la

40 evaluación de diversos procedimientos de tratamiento (por ejemplo, gafas, lentes intraoculares, lentes de contacto, cirugía refractiva, etc.), y sería enormemente apreciada en la técnica.

Una estrategia para simplificar la medición de una aberración en una medida de la calidad de la imagen incluye el uso de las aberraciones de segundo orden de astigmatismo y desenfoque en un mapa de aberraciones para prescribir una lente correctora que elimine aberraciones de segundo orden. 45 Desafortunadamente, varios estudios muestran que la eliminación de las aberraciones de Zemike de segundo orden puede no optimizar la impresión subjetiva de mejor enfoque o la medición objetiva de rendimiento visual. Este fenómeno puede explicarse mediante la falta de una medida aceptada de forma universal de la calidad de la imagen para establecer un estado de enfoque óptimo objetivo para un ojo aberrante. Una medida útil de calidad óptica para el ojo humano es una que está altamente correlacionada 50 con el rendimiento visual, la evaluación subjetiva del mejor enfoque, u otras tareas que están ópticamente limitadas. Las medidas tradicionales tales como el cociente de Strehl, error cuadrático medio (RMS) del frente de onda se usan ampliamente en óptica oftalmológica, pero no son muy adecuadas como medida que esté relacionada con la evaluación subjetiva de mejor enfoque para el ojo. De hecho, recientes datos sugieren que los cálculos basados en error RMS son malos pronosticadores de agudeza visual para

55 imágenes retinianas aberrantes. Por lo tanto, un sistema para prescribir y evaluar prescripciones ópticas clínicas debe emplear medidas que sean buenos indicadores objetivos de agudeza visual subjetiva para imágenes retinianas aberrantes.

Un procedimiento para generar una prescripción óptica optimizada se describe en la Patente de Estados Unidos Número 6.511.180 de Guirao & Williams (la “Patente de Guirao”). La Patente de Guirao describe un

procedimiento iterativo para descubrir los parámetros de la esfera, el cilindro y el eje óptimos, optimizando simultáneamente una medida de la calidad de la imagen. Sin embargo, este procedimiento requiere una gran cantidad de potencia de computación para realizarlo, y puede no optimizar la calidad visual, debido a la medida empleada. Además, este procedimiento no incorpora las muchas consideraciones clínicas en un procedimiento para determinar una prescripción óptica que se adecue mejor a un paciente, y esta patente está limitada al uso de un pequeño subconjunto de medidas de calidad óptica para determinar una refracción. Por lo tanto, un procedimiento que permita múltiples usos de múltiples medidas de calidad de la visión sería apreciado, aumentando en gran medida la flexibilidad y la utilidad de refracción automatizada y la evaluación de las consecuencias visuales de diferentes tratamientos refractivos.

El documento US2002/0167643 desvela un procedimiento para proporcionar una refracción manifiesta objetiva del ojo de un paciente.

El documento US 6.511.180 desvela la determinación de la refracción ocular a partir de datos de aberración de frente de onda y el diseño de una corrección personalizada óptima.

Además, un oftalmólogo debe tener en consideración datos del paciente, datos del entorno y aplicar le evaluación clínica para ajustar la prescripción optimizada ópticamente. El no incluir estos datos de entrada puede causar numerosas prescripciones inaceptables. Cada una de estas etapas a menudo requiere decisiones subjetivas basadas en la experiencia clínica, y deben realizarse después o además de los cálculos para optimizaciones ópticas a base de mediciones de aberración. Por lo tanto, se desea un procedimiento o sistema que incorpore estas consideraciones clínicas y del paciente. Además, se desea un procedimiento o sistema automatizado para realizar esta tarea de manera más precisa utilizando menos potencia de computación.

SUMARIO

La presente invención se refiere a la cuantificación de la calidad visual, diagnóstico diferencial de disfunción óptica, y la optimización de correcciones ópticas para mejorar la calidad de vida del paciente individual. Específicamente, un procedimiento de evaluación de la calidad óptica y la salud óptica del ojo, usando este conocimiento para proporcionar una prescripción óptica se basa en medidas de la calidad visual combinadas con el conocimiento del paciente, las necesidades ópticas y las muchas consideraciones clínicas que conducen a una calidad de vida mejorada derivada de proporcionar una corrección óptica personalizada.

De acuerdo con un aspecto de la presente invención, se proporciona un procedimiento de acuerdo con la reivindicación 1.

Opcionalmente, el procedimiento puede comprender una etapa adicional en la que la prescripción óptica ideal calculada se ajusta para maximizar la profundidad de enfoque para un uso o distancia particular. Finalmente, el procedimiento puede realizarse usando un microprocesador informático.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

La figura 1 es un diagrama de flujo que ilustra etapas de un procedimiento de la técnica anterior para optimizar una prescripción óptica. La figura 2 es un diagrama de flujo que ilustra etapas de un procedimiento ejemplar para optimizar una prescripción óptica de acuerdo con un aspecto de la presente invención. La figura 3A es una representación gráfica de error RMS de frente de onda con respecto al radio de la pupila. La figura 3B es un conjunto de valores de radio críticos del error RMS de frente de onda con respecto al radio de la pupila representados en función del desenfoque.

DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN

Las medidas de calidad de la visión tienen muchos usos en oftalmología. Pueden usarse para determinar si la visión de un paciente está por debajo de lo normal, para discriminar entre causas ópticas y neurológicas de visión reducida, para seleccionar procedimientos de tratamiento apropiados, para monitorizar el resultado de ese tratamiento, y para optimizar la visión mediante tratamientos de seguimiento adicionales. Cuando se combinan con información adicional sobre historial sanitario previo, estilo de vida y necesidades de la visión, el objetivo último es una calidad de vida mejorada a través de una calidad óptica mejorada de los ojos del paciente.

Con referencia a la figura 2, se muestra un sistema y procedimiento para calcular una prescripción refractiva para las necesidades de un individuo, un diagrama de flujo para introducción e integración de datos para el cálculo. Tal como puede verse, la trayectoria hasta la prescripción final representa una realización de la presente invención. En comparación, la figura 1 muestra el sistema de la técnica anterior de cálculo de una prescripción refractiva ópticamente optimizada a partir de datos de aberrometría en solitario, optimizado

para una distancia de trabajo especificada. Este sistema de la técnica anterior es incompleto, dado que requiere un procedimiento empírico clínico adicional para obtener una prescripción clínicamente aceptable, tal como el oftalmólogo convencional pidiendo de forma iterativa al paciente que compare una primera y una segunda lente para optimizar una prescripción refractiva para un modo de prescripción particular (por ejemplo lentes de contacto, lentes multifocales, lentes intraoculares, gafas, etc.).

En su lugar, tal como se muestra en el procedimiento descrito en la figura 2, las consideraciones clínicas y la práctica optométrica y oftálmica indican que, además de los datos aberrométricos 110, la selección de la medida 120, los datos del paciente 130, los datos del entorno 140 y consideraciones clínicas 160 dan como resultado un sistema más completo que hace a las evaluaciones más precisas. Estas evaluaciones son más completas, dado que dependen de múltiples entradas y un bucle de retroalimentación tal como se ilustra en la figura 2, en oposición al uso simplemente de optimizaciones aberrométricas y a continuación depender de un procedimiento empírico iterativo usado en los sistemas de la técnica anterior tal como se muestra en la figura 1. Además, la presente invención optimiza las medidas mediante el uso de un bucle de retroalimentación en el que se permite al paciente participar en la evaluación de los méritos relativos de cada uno de los modos de corrección refractiva. Por ejemplo, la presente invención calcula una prescripción refractiva optimizada para múltiples modos de corrección (cada uno de los cuales modos de prescripción está optimizado automáticamente sin el uso de entrada subjetiva iterativa), a un paciente se le puede permitir que evalúe los méritos relativos de cada uno de los modos de prescripción de la corrección refractiva (por ejemplo si el paciente preferiría lentes multifocales, lentes de contacto, lentes intraoculares, etc.) a través de la generación de modelos informáticos.

Por lo tanto, con referencia a la figura 2, una realización de un procedimiento para optimizar prescripciones ópticas puede asumir la forma de múltiples etapas. En particular, las etapas incluirían obtener datos de aberrometría 110 tales como el vector de coeficientes de Zernike (o cualquier otra representación) que definen un mapa de aberraciones, el radio de la pupila, la longitud de onda de la luz empleada en el aberrómetro y otros datos apropiados recogidos normalmente por un aberrómetro. Además, el procedimiento sugiere seleccionar una medida para expresar la calidad visual 120, que puede asumir la forma de varias medidas empleadas en la técnica hoy en día, incluyendo las que se detallan a continuación. Además, de acuerdo con este procedimiento, se obtienen datos del paciente 130, tales como la edad del paciente, la prescripción habitual del paciente y el tipo de corrección contemplada (gafas, lentes de contacto, cirugía refractiva, implantes corneales, etc.). Pueden obtenerse datos del entorno 140 adicionales, tales como la manera en la que el paciente usa normalmente sus ojos, el tipo de entorno de trabajo en el que el paciente se encuentra normalmente, y la temperatura y humedad actuales en las que se toman los datos de aberrometría y la corrección aplicada. Adicionalmente, pueden introducirse consideraciones clínicas y nomogramas para consideración, tal como lo rápido que el facultativo desea ajustar la prescripción actual, y si el facultativo desea ajustar la prescripción para implementar la regla del refraccionista de máximo positivo con agudeza visual máxima. Finalmente, se realiza 150 un cálculo de una prescripción ideal, usando la medida o medidas seleccionadas para determinar un mejor enfoque objetivo adecuado para la tarea visual de interés, y la prescripción de ajusta 160 para tener en cuenta las consideraciones clínicas para optimizar el mejor enfoque subjetivo, conduciendo de este modo a la prescripción óptica 170. Cada una de estas etapas se aborda a continuación.

A. Recogida de datos aberrométricos

Con referencia a la primera etapa ilustrada en la figura 1, los datos aberrométricos se recogen normalmente a través de un aberrómetro comercial. Los datos recogidos por un aberrómetro normalmente miden la pendiente del frente de onda en múltiples ubicaciones dentro de la pupila para una longitud de onda específica. Estas pendientes pueden usarse para reconstruir un mapa de error de frente de onda monocromático o usar modelos de aberración cromática para estimar los errores de frente de onda policromático del ojo. Estos mapas de error pueden representarse mediante un espectro de coeficientes de Zernike o Fourier. Estos datos se recogen normalmente de un aberrómetro que emplea una técnica de detección de frente de onda de Shack-Hartmann o una técnica de trazado de rayos objetiva o subjetiva que proporciona mapas detallados de las propiedades de refracción del ojo en toda la pupila. A partir de estos datos, puede formarse un mapa de aberraciones mediante procedimientos bien conocidos en la técnica, y los datos pueden almacenarse en un ordenador conectado para usarlos para calcular una prescripción óptica ideal de acuerdo con cálculos o programas informáticos descritos con más detalle a continuación.

B. Cálculo de una prescripción óptica ideal

Tal como se describe en el presente documento, los procedimientos para determinar una prescripción refractiva óptica ideal para un ojo se basan en la optimización de la calidad visual mediante uno de los dos procedimientos siguientes: (1) un procedimiento de ajuste de curva diseñado para encontrar la aproximación esferocilíndrica más cercana al mapa de aberraciones de frente de onda real, y (2) una optimización de la medida mediante enfoque intercalado virtual en el que diversas cantidades de frente de onda esférico o cilíndrico se añaden a o se restan de un mapa de aberraciones hasta que la calidad óptica del ojo se maximiza. Un experto en la materia apreciará que otros procedimientos tales como ajuste por

mínimos cuadrados pueden usarse para calcular una prescripción óptica ideal en lugar de los tres procedimientos desvelados aquí. Sin embargo, el ajuste de la curva, y la optimización de la medida mediante enfoque intercalado virtual se describen en detalle a continuación.

1. Ajuste cuadrático equivalente

5 Un primer procedimiento para calcular una prescripción óptica ideal es el ajuste cuadrático equivalente. La curvatura es la propiedad de los frentes de onda que determina el enfoque. El equivalente esferocilíndrico de un mapa de aberraciones es esa superficie cuadrática (es decir una esfero-cilíndrica) que representa de la mejor manera el mapa. Esta idea de representar un mapa aberrante con una superficie cuadrática es una extensión de la técnica oftálmica de representar una superficie cuadrática con una “esfera equivalente”. Por

10 lo tanto, una manera razonable de ajustar un frente de onda arbitrario con una superficie cuadrática es emparejar la curvatura de las dos superficies en algún punto de referencia.

Diversos puntos de referencia pueden seleccionarse, pero una elección natural es el centro de la pupila. Se dice que dos superficies que son tangentes en un punto y tienen exactamente la misma curvatura en cada meridiano “se oscilan”. Por lo tanto, la superficie buscada en un aspecto de la presente invención es la

15 cuádrica osculante. Existe una solución en forma cerrada para el problema de derivar las coordenadas del vector de potencia de la lente correctora a partir de los coeficientes de Zernike del frente de onda computando la expansión de Zernike de las fórmulas de Seidel para desenfoque y astigmatismo. Los resultados dados en la ecuación:

están truncados en el sexto orden de Zemike pero podrían extenderse a órdenes superiores si estuviera justificado. Sin embargo, los ensayos han mostrado que la optimización mediante ajuste cuadrático equivalente es un preciso pronosticador de un mejor enfoque subjetivo, a diferencia de muchos otros procedimientos objetivos. Por lo tanto, el uso de este cálculo por ajuste cuadrático equivalente ha

25 demostrado producir excelentes resultados clínicos. Además, estrategias alternativas pueden centrarse en la región de la pupila de mejor calidad óptica o máxima eficacia fotónica.

2. Optimización de la medida mediante simulación por ordenador de enfoque intercalado y astigmatismo intercalado

Otra manera de determinar el error de enfoque de un ojo y de este modo calcular una prescripción ideal, es

30 mover un objeto axialmente a lo largo de la línea de visión hasta que la imagen retiniana de ese objeto parece subjetivamente estar bien enfocada. Este procedimiento puede simularse matemáticamente añadiendo un frente de onda esférico al mapa de aberraciones del ojo y a continuación computando la imagen retiniana usando procedimientos de óptica de Fourier tal como se describe adicionalmente por Thibos, Applegate, y Bradley en “Accuracy and Precision of Objective Refraction from Wavefront

35 Aberrations”, Journal of Vision (2003) (incorporado en el presente documento como referencia).

La curvatura del frente de onda añadido puede modificarse de forma simétrica para simular un experimento de enfoque intercalado que varía la calidad óptica del ojo y el sistema de la lente en un intervalo de bueno a malo. Dada una medida adecuada de la calidad óptica, este procedimiento informático produce la potencia óptima M de la lente correctora esférica necesaria para maximizar la calidad óptica del ojo corregido. Con 40 esta lente esférica virtual en su lugar, el procedimiento puede repetirse para cálculos de “astigmatismo intercalado” para determinar los valores óptimos de J0 y J45 necesarios para maximizar la calidad de la imagen. Con esta lentes astigmáticas virtuales en su lugar, la última etapa sería ajustar finamente la determinación de M repitiendo los cálculos de enfoque intercalado. Opcionalmente, una simulación informática del ensayo de cilindros cruzados de Jackson para eje y potencia de astigmatismo también 45 podría realizarse. Además, un experto en la materia apreciará que este procedimiento no está limitado a

optimizar solamente aberraciones esféricas y astigmáticas, sino que también puede usarse para optimizar una miríada de otras aberraciones refractivas. Independientemente de la aberración optimizada mediante este procedimiento, el procedimiento se describirá como un experimento de “enfoque intercalado” en el presente documento.

5 Este procedimiento computacional captura la esencia de la refracción mediante eliminación y refinamiento sucesivos usados clínicamente, simulando de forma matemática el efecto de lentes esfero-cilíndricas de diversas potencias. Ese frente de onda cuadrático que maximiza la calidad óptica del ojo cuando se añade al mapa de aberraciones del ojo define la lente correctora ideal, eliminando o reduciendo la necesidad de un procedimiento empírico clínico.

10 Por ejemplo, las figuras 3A y 3B muestran resultados intermedios para optimizar la medida de la fracción de la pupila PFWc (la medida descrita con más detalle a continuación). Tal como se muestra en la figura 3A, para cada potencia de la lente por encima del intervalo de -1 a +1 Dioptría (“D”) (en etapas de 0,125 D) se genera una curva que relaciona el error RMS del frente de onda con el radio de la pupila. Cada una de estas curvas cruza el nivel criterio (λ/4 en estos cálculos) en cierto valor del radio. Ese radio se interpreta

15 como el radio crítico, dado que es el radio más grande para el cual la calidad óptica del ojo es razonablemente buena. El conjunto de valores del radio crítico pueden representarse a continuación en función del desenfoque, tal como se muestra en la figura 3B. Esta función de enfoque intercalado tiene un máximo en cierto valor de desenfoque, que se toma como la lente óptima para este ojo usando esta medida. Por lo tanto, todo el conjunto de datos de las figuras 3A y 3B se reduce a un único número. Por lo

20 tanto, una vez que una medida de calidad óptica se ha seleccionado para optimización, este procedimiento de enfoque intercalado permite la computación de una prescripción ideal.

C. Selección de una medida para optimización

Tal como se ha descrito anteriormente, el cálculo de una prescripción óptica ideal en muchos casos implica en primer lugar la selección de una medida que expresa calidad de la imagen global de modo que la 25 computación y la interpretación pueden gestionarse más fácilmente. En la selección de una medida de calidad óptica para el ojo humano, un facultativo normalmente quiere seleccionar una medida que esté altamente correlacionada con el rendimiento visual. Sin embargo, un gran número de medidas se usan actualmente en las técnicas óptica y optométrica, y la mejor medida para su uso en la optimización de la prescripción óptica de un paciente aún no se ha probado o establecido en los campos de optometría y 30 oftalmología. Por lo tanto, una realización de la presente invención prevé la flexibilidad de utilizar cualquier medida seleccionada para expresar calidad de la imagen global. Aquellas medidas que pueden seleccionarse para usarlas pueden incluir las descritas por Thibos, Applegate, Hong, y Bradley en “Metrics of Optical Quality of the Eye”, Journal of Vision, 2003 (incorporado en el presente documento como referencia) y, pero un experto en la materia apreciará que cualquier medida puede optimizarse usando los

35 procedimientos descritos en el presente documento. Además, las siguientes medidas se describen con más detalle.

Un sistema óptico perfecto tiene un mapa de aberraciones de frente de onda plano y, por lo tanto, medidas de la calidad del frente de onda están diseñadas para capturar la idea de planeidad. Dado que un frente de onda, su pendiente, y su curvatura admiten, cada una, una interpretación óptica diferente, medidas

40 escalares significativas basadas en las tres se proporcionan en el presente documento: el mapa de aberraciones del frente de onda, el mapa de la pendiente y el mapa de curvatura.

Medidas de planeidad:

El error del frente de onda describe diferencias de la trayectoria óptica a través de la pupila que dan origen a errores de fase para la luz que entra en el ojo a través de diferentes partes de la pupila. Dos medidas

45 comunes de la planeidad del frente de onda son las siguientes.

RMSW = error cuadrático mínimo del frente de onda computado en toda la pupila (micrómetros)

donde w(x,y) es la función de aberración del frente de onda definida sobre las coordenadas de la pupila x,y, A = área de la pupila, y la integración se realiza en el ámbito de toda la pupila. De forma computacional, 50 RMSW es la desviación estándar de los valores de error del frente de onda especificados en diversas ubicaciones de la pupila.

PV = diferencia de pico a valle (micrómetros)

PV es la diferencia entre los puntos más alto y más bajo en el mapa de aberraciones.

Medidas de la pendiente:

5 La pendiente del frente de onda es una función de valor vectorial de la posición de la pupila que requiere dos mapas para visualizarlo. Las pendientes del frente de onda pueden interpretarse como aberraciones de rayo transversal que desenfocan la imagen.

El valor cuadrático mínimo de un mapa de la pendiente es una medición de la dispersión de los rayos de luz que desenfocan la imagen en una dirección. El valor RMS total computado para ambos mapas de pendiente

10 tomados conjuntamente es, por lo tanto, una medida conveniente de la calidad del frente de onda que puede interpretarse en términos del tamaño del diagrama de puntos.

RMSS = Pendiente cuadrática media del frente de onda computada en toda la pupila (arcmin)

donde wx = dw / dx; wy = dw / dy son las derivadas espaciales parciales (es decir, pendientes) de w(x,y) y A 15 = área de la pupila.

Medidas de curvatura

La curvatura del frente de onda describe errores de enfoque que desenfocan la imagen. Para formar una buena imagen a cierta distancia finita, la curvatura del frente de onda debe ser igual en cualquier punto a través de la pupila. Un frente de onda perfectamente plano tendrá una curvatura de cero en cualquier parte,

20 lo que corresponde a la formación de una imagen perfecta en el infinito. Al igual que la pendiente del frente de onda, la curvatura del frente de onda es una función de valor vectorial de posición que requiere más de un mapa para visualizarla. Las principales curvaturas en cada punto pueden derivarse de mapas de curvatura media M(x,y) y curvatura Gaussiana G(x,y) de la siguiente manera.

25 donde los principales mapas de curvatura k1(x,y), k2(x,y) están computados a partir de M y G usando

los mapas de curvatura Gaussiana y media pueden obtenerse a partir de las derivadas espaciales del mapa de aberraciones del frente de onda usando fórmulas de libro de texto.

Dados los principales mapas de curvatura, la dimensionalidad de las curvaturas del frente de onda reducida

30 computando la intensidad de desenfoque en cada ubicación de la pupila. Un vector de potencia P=(M, J0, J45) es un vector tridimensional cuyas coordenadas corresponden a la equivalente esférica (M), el componente normal de astigmatismo (J0) y el componente oblicuo de astigmatismo (J45). Los experimentos han demostrado que la longitud del vector de potencia, que es la definición de intensidad de desenfoque, es una buena medición escalar del impacto visual de desenfoque esferocilíndrico. Por lo tanto, un mapa de la

longitud de la representación del vector de potencia de un frente de onda en cada punto en la pupila puede denominarse un mapa de intensidad de desenfoque.

Para computar el mapa de intensidad de desenfoque usa en primer lugar los principales mapas de curvatura para computar el mapa de astigmatismo.

y a continuación combina el mapa de astigmatismo con el mapa de curvatura media usando la fórmula pitagórica para producir un mapa de intensidad de desenfoque.

El promedio espacial de este mapa de intensidad de desenfoque es un valor escalar que representa la 10 cantidad promedio de error de enfoque en el sistema que es responsable de la degradación de la imagen,

Bave = intensidad de desenfoque promediada (dioptrías)

Medida de la fracción de la pupila

La medida de la calidad del frente de onda puede definirse basándose en el concepto de fracción de la

15 pupila. La fracción de la Pupila se define como la fracción del área de la pupila para la cual la calidad óptica del ojo es razonablemente buena. Una gran fracción de la pupila es deseable dado que significa que la mayor parte de la luz que entra en el ojo contribuirá a una imagen retiniana de buena calidad.

Existen dos procedimientos generales para determinar el área de la pupila buena. El primer procedimiento,

20 llamado el procedimiento de la “pupila crítica” o “pupila central” examina el frente de onda dentro de una sub-abertura que es concéntrica con la pupila del ojo. Imagina comenzar con una pequeña sub-abertura donde la calidad de imagen está garantizada que es buena (es decir, de difracción limitada) y a continuación expandir la abertura hasta que se alcanza cierto criterio de calidad el frente de onda. Este criterio de valoración es el diámetro crítico, que puede usarse para computar la fracción de la pupila

25 (procedimiento de pupila crítica) de la siguiente manera

La ecuación anterior requiere cierto criterio para lo que se entiende por “buena calidad del frente de onda”. Por ejemplo, el criterio podría basarse en el mapa de aberraciones del frente de onda,

PFWc = PFc cuando la pupila crítica se define como el área concéntrica para el que RMSw <

criterio (por ejemplo. /4)

Como alternativa, el criterio para buena calidad del frente de onda podría basarse en la pendiente del frente de onda,

PFSc = PFc cuando la pupila crítica se define como el área concéntrica para el que RMSs <

criterio (por ejemplo 1 arcmin)

O el criterio podría basarse en la curvatura del frente de onda según lo representado por el mapa de intensidad de desenfoque,

PFCc = PFc cuando la pupila crítica se define como el área concéntrica para el que Bave <

criterio (por ejemplo 0)

El segundo procedimiento general para determinar el área de la pupila buena se denomina el procedimiento de “teselación” o “pupila completa”. Imaginamos teselar toda la pupila con pequeñas sub-aberturas y a continuación marcar cada sub-abertura como buena o mala de acuerdo con cierto criterio. El área total de todas esas sub-aberturas marcadas como “buenas” define el área de la pupila buena a partir del cual se computa la fracción de la pupila como,

Como con la medida concéntrica, la implementación de esta ecuación requiere criterios para decodificar si el frente de onda en una sub-abertura es “bueno”. Por ejemplo, el criterio podría basarse en la función de aberración del frente de onda,

PFWt= PFt cuando una sub-abertura “buena” cumple el criterio PV < criterio (por ejemplo / 15 4)

Como alternativa, el criterio podría basarse en la pendiente del frente de onda,

PFSt = PFt cuando una sub-abertura “buena” cumple el criterio de que la pendiente

horizontal y la pendiente vertical son ambas < criterio (por ejemplo 1 arcmin)

O el criterio podría basarse en la curvatura del frente de onda tal como se resume mediante intensidad de 20 desenfoque,

PFCt = PFt cuando una sub-abertura "buena" cumple el criterio B < criterio (por ejemplo 0,25

D)

Medida de la calidad de la imagen para objetos puntuales

Un sistema óptimo perfecto forma la imagen de un objeto puntual en una imagen retiniana compacta, de

25 alto contraste. La imagen de un objeto puntual se denomina una función de extensión de punto (PSF). La PSF se calcula como la magnitud cuadrada de la transformada inversa de Fourier de la función de la pupila P(x,y), definida como

donde k es el número de onda (2π/longitud de onda) y A(x,y) es una función de apodización opcional de las

30 coordenadas de la pupila x,y. Cuando se computa la imagen retiniana física en las aberturas de entrada de los fotorreceptores cónicos, la función de apodización se omite habitualmente. Sin embargo, cuando se computa la eficacia visual de la imagen retiniana, la naturaleza de guía de onda de los conos debe tenerse en cuenta. Estas propiedades de guía de onda hacen que los conos sean más sensibles a la luz que entra en el medio de la pupila que a la luz que entra en el margen de la pupila. Es una práctica habitual modelizar

35 este fenómeno como un filtro apodizante con transmisión A(x,y) en el plano de la pupila.

Las medidas escalares de la calidad de la imagen que capturan la calidad de la PSF en ojos aberrantes están diseñadas para capturar los atributos dobles de compacidad y contraste. Las 5 primeras medidas enumeradas a continuación miden compacidad espacial y, en todos los casos, pequeños valores de la medida indican una PSF compacta de buena calidad. Las últimas 6 medidas miden el contraste y, en todos

40 los, casos valores grandes de la medida indican una PSF de alto contraste de buena calidad. La mayoría de las medidas son de carácter completamente óptico, pero unas pocas también incluyen conocimiento del componente neural del sistema visual. Varias de estas medidas son extensión bidimensional de medidas de libro de texto definidas para funciones de respuesta a un impulso unidimensional. Muchas de las medidas están normalizadas por valores limitados por difracción y, por lo tanto, carecen de unidades.

45 D50 = diámetro de un área circular centrada en el pico de PSF que captura el 50 % de la energía lumínica (arcmin)

El valor de D50 es igual al radio r, donde r se define implícitamente mediante:

donde PSFN es la función de extensión de punto normalizada (es decir, intensidad total = 1) centrada en el origen (es decir el pico de PSFN está ubicado en r = 0). Esta medida ignora la luz fuera de la región del 50 % central y, por lo tanto, es insensible a la forma de las colas de PSF.

EW = anchura equivalente de PSF centrada (arcmin)

La anchura equivalente de la PSF es el diámetro de la base circular de ese cilindro recto que tiene el mismo volumen que la PSF y la misma altura. El valor de EW viene dado por:

10 donde x 0,y 0 son las coordenadas del pico de la PSF. En ésta y en las siguientes ecuaciones, x,y son coordenadas espaciales de la imagen retiniana, normalmente especificadas como ángulos visuales subyacentes en el punto nodal del ojo. Nótese que, aunque la EW describe la compacidad espacial, está se computa a partir del contraste de PSF. A medida que la altura cae, la anchura debe aumentar para mantener un volumen constante bajo la PSF.

15 SM = raíz cuadrada del segundo momento de distribución de luz (arcmin)

Esta medida es análoga al momento de inercia de una distribución de masa. Se computa como

A diferencia de D50 anterior, esta medida de compacidad es sensible a la forma de las colas de PSF.

HWHH = mitad de la anchura a la mitad de la altura (arcmin)

20 Esta medida es la anchura promedio de cada sección transversal de la PSF. Se computa como

donde C(x,y) = 1 si PSF(x,y) > max(PSF)/2, en caso contrario C(x,y) = 0.

CW = anchura de correlación de distribución de la luz (arcmin)

Esta medida es la HWHH de la autocorrelación de la PSF. Se computa como

donde Q(x,y) = 1 si PSF . PSF >

max(PSF . PSF)/2, en caso contrario Q(x,y) = 0. En esta expresión, PSF . PSF es la autocorrelación de la PSF.

SRX = Cociente de Strehl computado en el ámbito espacial

Esta medida usada ampliamente se define normalmente con respecto al pico de la PSF, en lugar del origen de coordenadas. Se computa como

donde PSFDL es la PSF limitada por difracción para el mismo diámetro de la pupila.

LIB = “light-in-the-bucket" (luz en el cubo)

El valor de esta medida es el porcentaje de energía total que está en un área definida por el núcleo de una PSF limitada por difracción,

donde PSFN es la función de extensión de punto normalizada (es decir intensidad total = 1). El ámbito de 15 integración es el núcleo central de una PSF limitada por difracción para el mismo diámetro de la pupila.

STD = desviación estándar de valores de intensidad en la PSF, normalizada a un valor limitado por difracción

Esta medida mide la variabilidad de intensidades en diversos puntos en la PSF,

20 donde PSFDL es la función de extensión de punto limitada por difracción. El ámbito de integración es un área circular centrada en el pico de la PSF y de diámetro lo suficientemente grande para capturar la mayoría de la luz en la PSF.

ENT = entropía de la PSF

Esta medida está inspirada por un enfoque de información-teoría a la óptica.

NS = nitidez neural

Esta medida fue presentada por Williams como una manera de capturar la eficacia de una PSF para estimular la parte neural del sistema visual. Esto se consigue ponderando la PSF con una función de sensibilidad espacial que representa el sistema visual neural y a continuación integrando el resultado en el ámbito de la PSF. En este caso normalizamos el resultado mediante el valor correspondiente para una PSF limitada por difracción para conseguir una medida que es análoga al cociente de Strehl computado para una PSF ponderada neuralmente,

10 donde g(x,y) es una función de ponderación neural Gaussiana bivariante. Un perfil de esta función de ponderación muestra que, efectivamente, ignora la luz fuera de los 4 minutos de arco centrales de la PSF.

VSX = cociente de Strehl visual computado en el ámbito espacial.

Al igual que la medida de nitidez neural, el cociente de Strehl visual pondera la PSF con una función de ponderación neural antes de computar el cociente de Strehl. La diferencia entre NS y VSX está en la 15 elección de las funciones de ponderación.

donde N(x,y) es una función de ponderación neural bivariante igual a la transformada inversa de Fourier de la función de sensibilidad de contraste neural para franjas de interferencia. Con esta medida, la luz fuera de los 3 minutos de arco centrales de la PSF se resta doblemente de la calidad de la imagen, dado que está

20 fuera del núcleo central y dentro de un entorno inhibidor. Esto es especialmente así para la luz justo fuera de los 3 minutos de arco centrales en que los rayos ligeramente aberrantes que están 2 minutos de arco lejos del centro de la PSF son más perjudiciales para la calidad de la imagen que los rayos muy aberrantes que están más alejados del centro.

Medidas de calidad de la imagen para objetos en rejilla

25 A diferencia de los objetos puntuales, que pueden producir una infinita variedad de imágenes de PSF dependiendo de la naturaleza de las aberraciones del ojo, pequeños parches de objetos en rejilla siempre producen imágenes sinusoidales no importa lo aberrante que sea el ojo. Por consiguiente, existen solamente dos maneras en las que las aberraciones puede afectar a la imagen de un parche de rejilla: pueden reducir el contraste o trasladar la imagen lateralmente para producir un desplazamiento de fase. En

30 general, la cantidad de atenuación de contraste y la cantidad de desplazamiento de fase dependen ambas de la frecuencia espacial de la rejilla. Esta variación del contraste de la imagen con la frecuencia espacial para un objeto con el 100 % de contraste se denomina una función de transferencia de modulación (MTF). La variación de desplazamiento de fase de la imagen con la frecuencia espacial se denomina una función de transferencia de fase (PTF). Juntas, la MTF y la PTF comprenden la función de transferencia óptica

35 (OTF) del ojo. La OTF se computa como la transformada de Fourier de la PSF.

La teoría óptica explica que cualquier objeto puede concebirse como la suma de rejillas de diversas frecuencias espaciales, contrastes, fases y orientaciones. En este contexto el sistema óptico del ojo se

considera un filtro que rebaja el contraste y cambia la posición relativa de cada rejilla en el espectro del objeto a medida que forma una imagen retiniana degradada. Una OTF de alta calidad está indicada, por lo tanto, mediante valores de MTF altos y valores de PTF bajos. La medidas escalares de la calidad de la imagen en el ámbito de la frecuencia se basan en estos dos atributos de la OTF.

5 SFcMTF = punto de corte de frecuencia espacial de función de transferencia de modulación promediada radialmente (rMTF)

La SF de corte se define aquí como la intersección de la MTF promediada radialmente (rMTF) y la función umbral de contraste neural. La rMTF se computa integrando la MTF bidimensional sobre la orientación. Esta medida no captura errores de fase espacial en la imagen, dado que la rMTF no resulta afectada por la parte

10 de PTF de la OTF.

SFcMTF = frec. espacial más alta para la que rMTF > umbral neural donde

y OTF(f,ϕ) es la función de transferencia óptica para las coordenadas de frecuencia espacial/(frecuencia) y (orientación).

15 SFcOTF = frecuencia espacial de corte de la función de transferencia óptica promediada radialmente (rOTF).

La OTF promediada radialmente se determina integrando la OTF bidimensional completa sobre la orientación. Dado que el componente de PTF de la OTF se tiene en cuenta cuando se computa la rOTF, esta medida pretende capturar errores de fase espaciales en la imagen.

20 SFcOTF = frec. espacial más baja para la cual rOTF < umbral neural donde

y OTF(f,ϕ) es la función de transferencia óptica para coordenadas de frecuencia espacial/(frecuencia) y ϕ (orientación). Dado que la OTF es una función de valoración compleja, la integración se realiza por separado para los componentes real e imaginario. La simetría conjugada de la OTF garantiza que el

25 componente imaginario se desvanece, dejando un resultado de valoración real.

La distinción principal entre las medidas SFcMTF y SFcOTF es que SFcMTF ignora errores de fase, con modulaciones de fase alterada e incluso de fase invertida tratadas igual que modulaciones de fase corregida. Por ejemplo, con una OTF oscilante en amplitud y de inversión de fase desenfocada, la SFcMTF identifica la frecuencia más alta para la cual la modulación supera el umbral, independientemente de los

30 mínimos de modulación de frecuencia más baja y las inversiones de fase. En contraste, la SFcOTF identifica la SF más alta dentro de la parte de corrección de fase, baja frecuencia de la OTF. Esto permite que la “resolución espuria” se descuente cuando se predice el rendimiento visual en tareas de resolución espacial y discriminación de patrones.

AreaMTF = área de visibilidad para rMTF normalizada al caso limitado por difracción.

35 El área de visibilidad en este contexto es la región que descansa por debajo de la MTF promediada radialmente y por encima de la función umbral de contraste neural. La medida normalizada se computa como

donde TN es la función umbral de contraste neural, que iguala la inversa de la función de sensibilidad de contraste neural. Cuando se computa el área debajo de rMTF, segmentos de fase invertida de la curva cuentan como área positiva. Esto es consecuente con nuestra definición de SFcMTF como la frecuencia más alta para la cual rMTF supera el umbral neural. Esto permite que la “resolución espuria” cuente como

5 beneficiosa cuando se predice el rendimiento visual para la tarea de detección de contraste.

AreaOTF = área de visibilidad para rOTF (normalizada para el caso limitado por

difracción).

El área de visibilidad en este contexto es la región que descansa por debajo de la OTF promediada radialmente y por encima de la función umbral de contraste neural. La medida normalizada se computa

10 como

donde TN es la función umbral de contraste neural definida anteriormente. Dado que el ámbito de integración se extiende solamente a la frecuencia espacial de corte, segmentos de fase invertida de la curva no contribuyen al área debajo de rOTF. Esto es consecuente con la definición de SFcOTF como la

15 frecuencia más baja para la cual rOTF está por debajo del umbral neural. Esta medida sería apropiada para tareas en las que modulaciones de fase invertida (resolución espuria) interfieren de forma activa en el rendimiento.

SRMTF = cociente de Strehl computado en el ámbito de frecuencia (procedimiento de

MTF)

20 El cociente de Strehl a menudo se computa en el ámbito de frecuencia sobre la fuerza del teorema de la ordenada central del análisis de Fourier. Este teorema afirma que el valor central de una función es igual al área (o volumen, en el caso bidimensional) debajo de su transformada de Fourier. Dado que la OTF es la transformada de Fourier de la PSF, se puede concluir que el volumen debajo de la OTF es igual al valor de la PSF en el origen de coordenadas. En muchos casos, la parte de PTF de la OTF es desconocida, lo que

25 ha conducido a que sustitución popular de la OTF por la MTF en este cálculo. Aunque popular, este procedimiento carece de justificación rigurosa, dado que MTF=|OTF|. Esta transformación no lineal destruye la relación de transformada de Fourier entre los ámbitos espacial y de frecuencia que es la base del teorema de la ordenada central, que a su vez es la justificación para computar SR en el ámbito de frecuencia.

El cociente de Strehl computado mediante el procedimiento de MTF es equivalente al cociente de Strehl para una PSF hipotética que está bien centrada con simetría uniforme computada como la transformada inversa de Fourier de la MTF (lo que asume implícitamente que PTF=0). Por lo tanto, en general, la SRMTF es solamente una aproximación del cociente de Strehl real computado en el ámbito espacial (SRX).

35 SROTF = cociente de Strehl computado en el ámbito de frecuencia (procedimiento de OTF)

El cociente de Strehl computado mediante el procedimiento de OTF computará de forma precisa la relación de alturas de la PSF y una PSF limitada por difracción en el origen de coordenadas. Sin embargo, el pico de la PSF no se produce necesariamente en el origen de coordenadas establecido por la función de la pupila. Por consiguiente, no se espera que el valor de SROTF iguale a SRX exactamente, excepto en aquellos

40 casos especiales en los que el pico de la PSF se produce en el origen de coordenadas.

VSMTF = cociente de Strehl visual computado en el ámbito de frecuencia (procedimiento

de MTF)

Esta medida es similar al procedimiento de MTF de computar el cociente de Strehl, excepto que la MTF está ponderada mediante la función de sensibilidad de contraste neural CSFN,

Al hacer esto, la modulación en frecuencias espaciales por encima del punto de corte visual de aproximadamente 60 c/grado se ignora, y la modulación cerca del pico de la CSF (por ejemplo 6 c/grado) se pondera de forma máxima. Es importante observar que esta medida otorga muy poco peso a frecuencias 10 espaciales altas visibles empleadas en los ensayos de agudeza visual típicos (por ejemplo 40 c/grado en 20/15 letras). El cociente de Strehl visual computado mediante el procedimiento de MTF es equivalente al cociente de Strehl visual para una PSF hipotética que está bien centrada con simetría uniforme computada como la transformada inversa de Fourier de MTF (lo que supone implícitamente que PTF=O). Por lo tanto, en general, VSMTF es solamente una aproximación de el cociente de Strehl visual computado en el ámbito

15 espacial (VSX).

VSOTF = cociente de Strehl visual computado en el ámbito de frecuencia (procedimiento

de OTF)

Esta medida es similar al procedimiento de OTF de computar el cociente de Strehl, excepto que la OTF es ponderada mediante la función de sensibilidad de contraste neural CSFN,

Esta medida difiere de la VSX haciendo hincapié en la calidad de la imagen en el origen de coordenadas, en lugar de en el pico de la PSF.

VOTF = volumen debajo de OTF normalizado por el volumen debajo de MTF

Esta medida pretende cuantificar desplazamientos de fase en la imagen. Esto lo hace comparando el 25 volumen debajo de la OTF con el volumen debajo de la MTF.

Dado que la MTF � la parte real de la OTF, esta relación es siempre � 1. La creación de esta medida se inspiraba en una medición del sesgo de orientación de los campos receptivos de células ganglionares de la retina.

VNOTF = volumen debajo de OTF ponderada neuralmente, normalizado por el volumen

debajo de la MTF ponderada neuralmente

Esta medida está diseñada para cuantificar los desplazamientos de fase significativos visualmente en la imagen. Esto lo hace ponderando la MTF y OTF mediante la función de sensibilidad de contraste neural antes de comparar el volumen debajo de la OTF con el volumen debajo de la MTF.

Medidas policromáticas

La función de aberración del frente de onda es un concepto monocromático. Si una fuente emite luz policromática, a continuación mapas de aberraciones del frente de onda para cada longitud de onda son

10 tratados por separado, dado que luces de diferentes longitudes de onda son mutuamente incoherentes y no interfieren. Por esta razón, las medidas de la calidad del frente de onda no generalizan fácilmente en el caso de luz policromática. Esta carencia de generalidad es una limitación fundamental del enfoque de medida del frente de onda para cuantificar la calidad óptica de un ojo.

Por el contrario, medidas policromáticas de calidad de la imagen para objetos puntuales se derivan

15 fácilmente de sus contrapartidas monocromáticas. La función de extensión de punto policromática PSFpoli es una suma ponderada de las funciones de difusión monocromática

donde la función de ponderación V(λ) es la función de eficacia luminosa que describe cómo varía la sensibilidad visual a la luz monocromática con la longitud de onda λ. Dada esta definición, PSFpoli puede 20 sustituir a PSF en cualquiera de las ecuaciones dadas anteriormente para producir nuevas medidas policromáticas de la calidad de la imagen. Además de esta medida de luminancia de la calidad de la imagen, otras medidas pueden diseñarse para capturar los cambios en el aspecto del color de la imagen causados por aberraciones oculares. Por ejemplo, las coordenadas de cromaticidad de una fuente puntual pueden compararse con las coordenadas de cromaticidad de cada punto en la PSF retiniana y medidas

25 diseñadas para resumir las diferencias entre cromaticidad de la imagen y la cromaticidad del objeto. Dichas medidas pueden demostrar ser útiles en el estudio de la visión en color.

Dada la función de extensión de punto policromática definida anteriormente en la ecuación (35), una función de transferencia óptica policromática OTFpoli puede computarse como la transformada de Fourier PSFpoli. El que esta nueva función sustituya a OTF (y esta magnitud para MTF) en cualquiera de las ecuaciones dadas

30 anteriormente producirá nuevas medidas de calidad de la imagen policromática definidas en el ámbito de frecuencia.

D. Ajuste de la prescripción calculada

Tal como se ha indicado anteriormente, una prescripción optimizada que sea clínicamente preferible debe incluir consideraciones tales como profundidad de enfoque en la distancia y la regla del refraccionista

35 “máximo positivo con agudeza visual máxima”, debe considerar la prescripción anterior usada por el paciente, debe considerar cómo planea el paciente usar la prescripción, y puede tener en cuenta otras consideraciones clínicas tales como diferentes prescripciones para los dos ojos del mismo paciente.

En la práctica, estas consideraciones pueden introducirse en los cálculos cuando se realiza el cálculo original. Por ejemplo, en casos en los que el facultativo sabe que la prescripción se usará para gafas de sol 40 o para conducción nocturna, el tamaño de la pupila puede ajustarse antes de realizar el cálculo. Sin embargo, otras consideraciones clínicas son más apropiadamente adecuadas para ajustar la prescripción ideal para objetos infinitamente lejanos después de que se ha realizado el cálculo. Por ejemplo, ajustar una prescripción ideal para maximizar la profundidad de enfoque utilizable se realiza normalmente ajustando la potencia de la lente esférica de una prescripción, de modo que la potencia sea ligeramente menos negativa 45 (en el caso de miopía) o ligeramente más positiva (en el caso hipermetropía) que la lente requerida para hacer a la prescripción el ideal óptico. Por lo tanto, un paciente con miopía (miope) normalmente tendrá su prescripción ajustada para ser 0,2-0,5 dioptrías menos negativa que la prescripción ideal, y un paciente con

hipermetropía (hipermétrope) normalmente tendrá su prescripción ajustada para ser 0,2 a 0,5 dioptrías más positiva que su prescripción ideal.

La noción de que la optimización de la imagen retiniana para distancia infinita es “ideal” es incorrecta. En primer lugar, para ojos más jóvenes en los que la acomodación fluctúa, el ajuste de la media para optimizar al infinito es menos que ideal dado que no tiene en cuenta el hecho de que todos los objetos reales están ubicados a una distancia finita.

Rendimiento del procedimiento

Se apreciará adicionalmente que la realización de los procedimientos anteriores puede realizarse de manera automatizadas mediante el uso de un procesador informático para recoger los datos aberrométricos y realizar los cálculos indicados.

Además, debe observarse que en otra realización de la presente invención, el procedimiento de llevar a cabo el procedimiento puede incluir la etapa adicional de eliminar el grueso de los errores refractivos esféricos y cilíndricos anulando los coeficientes de Zemike de segundo orden o anulando los coeficientes de Seidel de segundo orden en el mapa aberrométrico. A partir de este mapa de aberraciones de orden superior, puede realizarse la optimización de las medidas seleccionadas. Si la medida optimizada es la mitad cuadrática media, la prescripción puede computarse directamente a partir del valor del coeficiente de Zemike de segundo orden. Si el facultativo elige optimizar la medida usando el procedimiento de ajuste cuadrático equivalente descrito anteriormente, la prescripción puede computarse directamente a partir de los valores de los coeficientes de Zemike de segundo orden y de cuarto orden. Sin embargo, si el facultativo pudiera realizar opcionalmente tres cálculos de enfoque intercalado diferentes en el mapa de aberraciones de orden superior para obtener los valores de los coeficientes de segundo orden que maximizan por separado la medida seleccionada de calidad óptica. En principio, estos cálculos de enfoque intercalado se realizan seleccionando un valor de uno de los coeficientes de segundo orden a partir de un conjunto preseleccionado de valores que corresponden a etapas clínicamente significativas (por ejemplo 1/8 de Dioptría) de enfoque (Z2\0), ortoastigmatismo (Z2\+2), o astigmatismo oblicuo (Z2\-2). La prescripción entonces, es la suma de los valores óptimos obtenidos y los coeficientes de aberración de segundo orden originales anulados para crear el mapa de aberraciones de orden superior. Sin embargo, los cálculos por ordenador no están limitados a ningún incremento de potencia específico (por ejemplo 1/8 de dioptría) y pueden usar, de hecho, etapas mucho más finas para mejorar la resolución. Como alternativa, los resultados para etapas discretas pueden interpolarse mediante algoritmos informáticos adecuados para conseguir una resolución muy alta.

Aunque la presente invención se ha descrito en detalle considerable con referencia a algunas versiones preferidas de la misma, otras versiones son posibles. Por lo tanto, las reivindicaciones adjuntas no deben limitarse a la descripción de las versiones preferidas contenidas en el presente documento. Además, se apreciará que las realizaciones de la presente invención proporcionan un procedimiento para calcular objetivamente una prescripción clínica subjetiva óptima con poco procedimiento empírico iterativo, así como utilizar un procedimiento que permite a un facultativo optimizar una prescripción óptica usando varias medidas de calidad óptica. Además, se apreciará que las realizaciones de la presente invención proporcionan un medio para ajustar un cálculo objetivo para tener en cuenta profundidad de enfoque maximizada, así como otra información clínica tal como datos del paciente y datos del entorno. Por ejemplo, el paciente también puede cuantificar las correcciones ópticas que conseguirá cualquier profundidad de enfoque deseada manipulando las aberraciones de orden superior de ojo+lente usando los mismos procedimientos de enfoque intercalado virtual. Esto sería particularmente útil para la corrección de presbicia (ojo de enfoque fijo). Finalmente, se apreciará que las realizaciones de la presente invención proporcionan un procedimiento para optimizar una prescripción clínica que requiere menos potencia de computación que procedimientos anteriores y proporcionan una flexibilidad mejorada respecto a procedimientos de la técnica anterior. Este enfoque no solamente proporciona requisitos computacionales reducidos, sino también una flexibilidad ampliamente mejorada dado que puede usarse para hacer más que simplemente optimizar prescripciones esfero-cilíndricas, sino también la profundidad de foco y, como tal, permitir refracciones automatizadas para un intervalo de niveles de presbicia emergente y entornos visuales.

Claims

REIVINDICACIONES?

1. Un procedimiento para optimizar una prescripcion refractiva, comprendiendo el procedimiento las etapas de:

a.

obtener datos aberrometricos de un paciente por medio de un aberrometro; y

b.

utilizar los datos aberrometricos para realizar un calculo del ajuste cuadratico equivalente para calcular la superficie esfero-cilindrica que representa de la mejor manera el mapa de aberraciones que maximiza la calidad de la imagen retiniana para obtener al menos una prescripcion esfero-cilindrica refractiva clinica para e l paciente, con l o cual el proc edimiento para optimizar una prescri pcion refractiva se produce sin el uso de una entrada subjetiva iterativa.
2.

El proced imiento de la reivin dicacion 1, que co mprende ademas la etapa d e ajustar la prescr ipcion refractiva para maximizar la utilizacion de la profundidad de campo del paciente si los datos aberrometricos sugieren que la vision del paciente es miope.
3.

El procedimiento de la reivindicacion 1, que comprende ademas la etapa de ajustar la prescripcion optica ideal para maximizar la utilizacion de la profundidad de campo del paciente si los datos aberrometricos sugieren que la vision del paciente es hipermetrope.
4.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, en el que la etapa de utilizar los datos aberrometricos para realizar un calculo del ajuste cuadratico equivalente se realiza mediante un procesador informatico.
5.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, que comprende ademas la etapa de evaluar los resultados y permitir a un usuario determinar si la prescripcion debe optimizarse mas.
6.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, que comprende ademas la etapa de seleccionar una de una pluralidad de prescripciones opticas.
7.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, que comprende ademas las etapas de:

a.

obtener datos del paciente; y

b.

utilizar los datos del paciente para optimizar una prescripcion refractiva clinica.
8.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, que comprende ademas las etapas de:

a.

obtener datos del entorno; y

b.

utilizar los datos del paciente para optimizar una prescripcion refractiva clinica.
9.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, en el que el punto de referencia para realizar el calculo del ajuste cuadratico equivalente es el centro de la pupila.
10.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, en el que se calcula la superficie cuadrica osculante.
11.

El metodo de cualquier reivindicacion anterior, en el que el calculo del ajuste cuadratico equivalente se realiza usando la expansion de Zernike de la formul a de Seidel para desenfoque y astigmatismo para obtener las coordenadas del vector de potencia de la lente correctora.
12.

El procedimiento de acuerdo con la reivindicacion 11, en el que el calculo usa los resultados de las ecuaciones: