ES2683126T3 - Aparato y método para medir las aberraciones del sistema óptico de un ser vivo - Google Patents

Abstract

Aparato de análisis para medir las aberraciones de un sistema óptico de un paciente, comprendiendo el sistema óptico una retina, comprendiendo el aparato de análisis: un dispositivo (A) de proyección adaptado para proyectar un punto o un patrón de radiación luminosa sobre la retina del paciente; un dispositivo (B) de observación que comprende medios (WFs) de sensor de imagen que tienen un plano focal que no está conjugado con la retina, adaptados para recibir la radiación luminosa reflejada por la retina; medios de procesamiento adaptados para procesar una señal obtenida desde dichos medios sensores para obtener, a través de un algoritmo determinado, un frente de onda y/o el estado refractivo generado por el sistema óptico; caracterizándose el aparato por que comprende medios (Po) de medición adaptados para medir la dispersión de la radiación luminosa sobre la retina y/o desde la retina, debida a contornos borrosos de difusión o aberración, estando dichos medios de procesamiento configurados para que usen dicha medida de la dispersión como factor de corrección en dicho algoritmo.

Description

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DESCRIPCION

Aparato y metodo para medir las aberraciones del sistema optico de un ser vivo Campo tecnico de la invencion

La presente invencion se refiere en general a la medicion de las aberraciones del sistema optico de un ser vivo, en particular un ser humano. Mas espedficamente, la invencion se refiere a metodos y a sistemas para reconstruir un frente de onda y/o para construir un mapa de error refractivo o de defectos.

La medicion del frente de onda del ojo se puede usar para crear un mapa de aberraciones o un mapa de elevacion del frente de onda que hace posible evaluar las aberraciones a lo largo de la trayectoria optica completa del ojo, comprendiendo tanto aberraciones internas como aberraciones de la superficie corneal. El mapa aberrometrico se puede usar de ese modo para calcular un patron de ablacion quirurgica para un sistema laser o para disenar lentes de contacto para corregir aberraciones complejas en el ojo del paciente.

El defecto refractivo o el mapa de vergencia es mas facil de entender que un mapa de frente de onda para los que no se sientan muy comodos con los metodos matematicos, por ejemplo el personal medico. Muestra claramente las variaciones locales en la potencia del sistema optico observada y por lo tanto sus defectos (astigmatismo, aberracion esferica, coma, etc.).

Antecedentes de la invencion

Durante algun tiempo se han conocido aparatos que miden objetivamente los defectos visuales del paciente, defectos que se conocen de hecho como aberraciones. Los aparatos o dispositivos que se usan para este fin se denominan aberrometros. La desviacion de las aberraciones es equivalente a medir el frente de onda que sale del ojo que viene desde una fuente de luz intensa dispuesta en la fovea. Por frente de onda se pretende indicar la superficie equifasica de las ondas luminosas que salen del ojo.

En general, los metodos conocidos hasta la fecha para medir el frente de onda proporcionan principalmente el uso de sensores de dos familias diferentes. La primera comprende sensores adaptados para estimar la aberracion del frente de onda a partir del patron de interferencia formado entre el propio frente de onda y una version trasladada del mismo. El segundo, por otra parte, basa su operacion en la optica geometrica y - dada la dinamica de las aberraciones que es capaz de medir - es uno de los mas utilizados en oftalmologfa.

Usando una esquematizacion aproximada, todas las herramientas adaptadas para medir y caracterizar el defecto refractivo, tanto si son autorrefractometros sencillos como si son aberrometros mas complejos, tienen:

1. Un canal de proyeccion -cuyo fin es crear en la retina un patron de luz estatico o dinamico - dependiendo del uso principal del aberrometro, cuya luz reflejada puede operar como emisor;

2. Un canal de observacion al final del cual se dispone el sensor de frente de onda.

Tomando la figura 1 como referencia, existen dos macrobloques que se indican con A y B.

El canal A de proyeccion comprende una fuente luminosa Sa (estatica o dinamica, en cualquier caso capaz de proyectar un punto o patron sobre la retina del paciente), elementos opticos La tales como lentes o diafragmas adaptados para hacer una proyeccion apropiada de la radiacion luminosa producida por la fuente Sa, y posiblemente elementos adaptados para generar patrones de luz, o elementos optomecanicos adaptados para mover y/o detectar imagenes de la fuente luminosa.

El canal B de observaciones es capaz de recoger la luz proyectada por el canal A de proyeccion. El sensor de frente de onda WFs y su operacion son el elemento principal del canal B de observacion. Tal elemento, de hecho, diversifica y caracteriza el instrumento y determina su rendimiento. Considerando los sensores de frente de onda que se han desarrollado hasta la fecha, todos ellos tienen una optica Lb de enfoque que recibe el haz de observacion optico, por ejemplo desviado lateralmente mediante un divisor Bc de haz dispuesto en un eje optico de un ojo y cuya retina esta indicada con R. La optica Lb esta adaptada para transmitir la informacion del frente de onda y enfocarlo con un sensor luminoso CCDb. El la salida electrica del sensor se trasmite y se procesa mediante medios de procesamiento con el fin de obtener la morfologfa del frente de onda y la medicion del error refractivo habitualmente a traves de algoritmos de ajuste de las normales del frente de onda.

De acuerdo con el metodo de Tscherning, el aberrometro mide la aberracion del frente de onda como consecuencia del primer paso en el medio ocular, es decir, en el espacio de imagen del ojo. Se proyecta una cuadncula mediante el canal de proyeccion y el canal de observacion observa la deformacion de tal cuadncula en la retina para obtener de ese modo informacion de las aberraciones oculares. Una variante habitual de tal sistema, en lugar de proyectar una cuadncula sobre la retina, proyecta un conjunto de puntos uno despues de otro a gran velocidad en rayos

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paralelos, haciendo mas sencilla la deteccion de las manchas y la desviacion con respecto a la posicion ideal que en el metodo de Tscherning original.

Otros tipos de aberrometros basan su operacion en el metodo de retinoscopfa, que usa el mismo principio de operacion que el examen oftalmico del mismo nombre. La retinoscop^a consiste en la observacion del movimiento aparente llevado a cabo por el rojo reflejado de la base ocular; la reflexion es visible en el campo de la pupila cuando el ojo esta iluminado con una rendija plana de rayos de luz que provienen del infinito que se mueve en una direccion perpendicular al mismo. Si el ojo es miope, la imagen retiniana tendra la imagen de la rendija desenfocada y movida a una posicion opuesta a la entrada. Si el ojo es hipermetrope, la imagen retiniana tendra la imagen de la rejilla desenfocada en el mismo lado que la posicion de entrada. El grado del desplazamiento sera proporcional al grado de ametropia que se mide.

Sin embargo, el sensor de frente de onda mas popular que se usa para detectar aberraciones en el ojo humano es el sensor de Hartmann-Shack (HSWS). Por referencia a las figuras 2a y 2b, en este caso un conjunto de lentes esta dispuesto con la misma focal y el mismo diametro Di en un plano conjugado con la pupila de entrada del sistema para la que se desea detectar las aberraciones, de un modo tal que enfoque por separado pequenas partes del frente de onda en el mismo sensor de imagen.

A partir de las figuras mencionadas anteriormente, se puede observar la forma en la que, en el caso de un frente de onda plano incidente sobre las lentes (figura 2a), se produciran imagenes con baricentros igualmente espaciados en el plano del detector mientras que, en el caso de un frente de onda con una aberracion (figura 2b), la inclinacion local de la parte de la onda incidente en la lente iesima de la cuadncula producira un movimiento del baricentro de la imagen iesima. La forma mas sencilla de medir cuantitativamente esta senal es asignar una celda cuadruple (matriz de 2 x 2 de elementos fotosensibles) a cada subabertura. Se definen las siguientes cantidades:

St ’ /,+/;+/;+/„' 8y ' /

donde li indica la intensidad registrada por el elemento iesimo de la celda cuadruple. En ausencia de aberraciones, la imagen producida se dispondra de forma simetrica sobre los 4 elementos, y por lo tanto Sx = Sy = 0; en presencia de aberracion es sencillo mostrar que Sx y Sy seran diferentes de cero y proporcionales a las derivadas espaciales locales del frente de onda incidente (en las 2 direcciones del plano).

De acuerdo con todos los metodos anteriores, el frente de onda se obtiene a partir del analisis de una imagen conjugada con el plano retiniano.

Otro tipo mas de sensor es el sensor de frente de onda piramidal (PWS), que basa su funcionalidad basicamente en una nueva visita al ensayo del filo de cuchilla de Foucault, bien conocido por el experto en la materia. Tal ensayo consiste en las siguientes etapas:

1) generar un frente de onda desde una fuente con forma puntual;

2) insertar un elemento opaco en el foco del sistema optico para obtener el patron de insercion que crea una cuchilla.

Tomando la figura 3 como referencia en este caso, se muestra la forma en la que, en un frente de onda afectado por una aberracion esferica, los rayos cercanos al eje optico se enfocan a la derecha de la cuchilla k, es decir pasado el mismo, y generan una distribucion central, mientras que los perifericos se enfocan a una distancia mas corta y generan una distribucion externa. Como en el caso de la aberracion esferica, las aberraciones mas habituales generan distribuciones reconocibles, y de esta forma es generalmente posible determinar la aberracion dominante en el sistema optico que se examina. El uso de tal sensor con fines de medicion en el ojo humano (que puede estar o no estar acoplado a un sistema de retroalimentacion cerrado que consiste en optica adaptativa) se ha usado y estudiado por Iglesias y Ragazzoni en el documento de Patente WO2004025352. Lo que se propone en el mismo, en primer lugar, es reemplazar la cuchilla por una piramide de base cuadrada con el vertice en la misma posicion que la cuchilla, obteniendo el realidad el equivalente de 2 ensayos de Foucault simultaneos en la direccion x y en la direccion y. Por referencia la figura 4 y a la configuracion que se indica en la misma, el frente de onda entrante crea en el CCD 4 imagenes de la pupila conjugada, cuya intensidad luminosa depende de la variacion local del propio frente de onda.

Ademas, si se considera el principio de operacion de una cuchilla de Foucault, se puede calcular que cualquiera de las areas iluminadas o no iluminadas se llegan a formar en el CCD, dependiendo de si los rayos destinados a tal area estan interrumpidos o no por la presencia de la cuchilla. Cada aberracion conocida esta asociada a un patron reconocible, pero el grado de la aberracion no se puede detectar: de hecho, 2 defectos de diferente tamano pero de la misma forma generan la misma distribucion en el CCD. Por referencia a las figuras 5a-5c, un frente de onda afectado por 1 pm de aberracion esferica (mostrado a modo de ejemplo por la representacion de la figura 5a) genera

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un patron como el de la figura 5b, pero se generana el mismo patron, por ejemplo, mediante un frente de onda afectado por 10 pm de aberracion esferica.

El mismo Ragazzoni ha propuesto, por referencia la figura 3, para superar este obstaculo, disponer la cuchilla en movimiento con un movimiento oscilatorio de cierta amplitud y de un modo tal que el periodo de tal oscilacion sea igual al tiempo de exposicion del sensor. Lo que se forma de ese modo ya no es una imagen de "nivel 2" sino una tal que muestra un gradiente de grises desde el blanco al negro en el que el valor del gris es proporcional a la variacion local del frente de onda (denominada inclinacion local) y al tamano del movimiento oscilatorio. Se puede demostrar que la introduccion de tal concepto, denominado modulacion de la cuchilla, permite que se puedan medir las derivadas en x y en y del frente de onda a traves de las siguientes formulas:

imagen1

Donde:

Iix representa la intensidad luminosa registrada en el punto que se mide de la pupila determinada por la cuchilla k en movimiento horizontal y con k dispuesto para cubrir la parte izquierda del haz en reposo;

I2x representa la intensidad luminosa registrada en el punto que se mide de la pupila determinada por la cuchilla k en movimiento horizontal y con k dispuesto para cubrir la parte derecha del haz en reposo; l1y representa la intensidad luminosa registrada en el punto que se mide de la pupila determinada por la cuchilla k en movimiento vertical y con k dispuesto para cubrir la parte inferior del haz en reposo;

by representa la intensidad luminosa registrada en el punto que se mide de la pupila determinada por la cuchilla k en movimiento vertical y con k dispuesto para cubrir la parte superior del haz en reposo.

En el caso de llevarse a cabo a traves de un prisma con forma piramidal, tales formulas son:

cWxS /, +/4dWxS /1+/2-/3-/4

ax r /,+/2+/3+/4’ dy y /,+/2+/3+/4

donde li indica la intensidad luminosa registrada en el punto que se mide de la pupila iesima determinado por la piramide. De nuevo por referencia a la figura 5, un frente de onda afectado por 1 pm de aberracion esferica, esquematizado por la misma representacion de la figura 5a, genera de ese modo un patron similar al de la figura 5c.

Tambien ha demostrado que Sx y Sy son proporcionales a las derivadas espaciales locales del frente de onda incidente con un factor de proporcionalidad tambien vinculado al tamano de la modulacion. Tales relaciones son muy similares a lo que se encuentra para HSWS, a pesar de las diferencias entre los dos sistemas que se discutiran posteriormente en el presente documento.

En el documento de Patente mencionado anteriormente, asf como en la primera ocasion en la que se usa la hipotesis de este tipo de sensor para medir la aberracion total de un ojo, se ve claramente la forma en la que se puede evitar la modulacion siempre que se use una fuente que no tenga forma puntual sino adecuadamente extendida.

De hecho, se muestra la hipotesis de dejar la piramide estatica y "oscilar el campo" por encima de la piramide. Una situacion muy similar a esta es la de crear un objeto extendido. De ese modo, se muestra la forma en la que un sistema optico, en el que la fuente ya no tiene forma puntual sino extendida e incoherente, hace igualmente posible medir las derivadas en x y en y del frente de onda a traves de una formula absolutamente analoga a la que se ha indicado anteriormente pero con un factor de proporcionalidad que ya no esta vinculado a la modulacion sino al tamano de la mancha sobre la piramide, y por lo tanto al tamano de la mancha sobre la retina A.

Con tal aclaracion, se puede afirmar que:

™=aA '2+'4 dx /[+/-,+ /3 + /4

dW

dy

- a A

h+h-h-I*

h +I2 +/3 +I4

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Los elementos programables equipados con algoritmos de ajuste de las normales son por lo tanto capaces de reconstruir el error de frente de onda o el error de vergencia.

Un aparato de analisis conocido que tiene las caractensticas del preambulo de la reivindicacion 1 anexa se desvela en el documento de Patente US2003/058403.

Sumario de la invencion

Sin embargo, el Solicitante ha descubierto una limitacion en este tipo de sistema, una limitacion no destacada por la tecnica anterior, que supone que la formalizacion matematica del propio sistema parece exacta, pero no da cuenta de la forma en la que la aplicacion de este tipo de sensor en oftalmologfa conduce a errores que ciertamente no son insignificantes.

De acuerdo con la invencion, un aparato para medir las aberraciones del sistema optico de un ser vivo tiene las caractensticas esenciales definidas por la reivindicacion 1 anexa.

Un aspecto adicional de la presente invencion es un metodo que se define en la reivindicacion 7.

La identificacion de la limitacion mencionada anteriormente proviene en primer lugar de la comprension perspicaz de que, a diferencia de lo que ocurre en realidad en la astronoirna - para cuyo campo se diseno inicialmente el PWS - la presencia de difusion en los diferentes medios oculares expande y no hace previsible el tamano de la mancha retiniana y por lo tanto el tamano de la mancha en la piramide. En particular, se debena recordar que para la formacion de la imagen aparente de la mancha sobre el plano de la piramide, la difusion o dispersion en general es de tipo paso doble. Este es un aspecto asociado espedficamente a un sistema con un sensor PWS, es decir, a sensores generales con planos focales no conjugados con la retina, y espedficamente a los sensores que trabajan sobre el plano de Fourier, es decir, tal como para enfocar en el sensor de luz una imagen conjugada de la pupila del paciente, dado que en todos los sistemas que trabajan con el fotosensor en un plano conjugado con el ocular de la retina se percibe la difusion en forma de un halo alrededor de la mancha o del patron que se identifica, y no como algo que contamina de forma irreconocible la senal.

Se debena especificar que mediante el termino difusion, aqd y en el resto de la presente descripcion, se pretende indicar el fenomeno de la desviacion de las partfculas de la luz debido a la colision con otras micropartfculas presentes en la estructura ocular. La desviacion refractiva de la mancha del ideal se puede indicar, por otra parte, como un desenfoque de la aberracion. Finalmente, la expresion generica dispersion pretende indicar uno de los dos de forma indefinida.

En el PWS y en todos los sensores que trabajan en el plano de Fourier, la luz reflejada por la retina hacia el instrumento no se puede distinguir de la reflejada por las areas de difusion debido a la difusion. Tal efecto en el sensor piramidal conduce a la imposibilidad de obtener correctamente el tamano de la mancha sobre la retina A y las derivadas parciales del frente de onda en sus direcciones horizontal y vertical.

Por lo tanto, todo esto se traduce en la imposibilidad intnnseca de conocer el factor de proporcionalidad que vincula las cantidades Sx y Sy con las derivadas reales del frente de onda que se mide - tanto si se usa una fuente extendida como si se usa la modulacion de la piramide. Un enfoque estadfstico, que asigna un valor medio de difusion, podna redimensionar el problema para ojos "normales", pero la incidencia del fenomeno para ojos "anormales" seguina siendo muy elevada. Cuando se piensa en la forma en la que muchos de estos parametros pueden variar en presencia de opacidad tal como cataratas o cualquier otro tipo de opacidad de los medios oculares, se descubre la forma en la que tal enfoque es completamente inadecuado.

En respuesta al problema que se ha mencionado anteriormente, de acuerdo con la invencion, se proporciona la forma de corregir la incertidumbre y/o el error en la medicion, indicando tambien la forma en la que tambien se puede usar una variante del aberrometro con sensor piramidal cuando sea necesario para medir la difusion ocular.

Un resultado adicional de la presente invencion es la definicion de una realizacion espedfica para medir en primer lugar la difusion de la luz en la retina, y a continuacion las aberraciones, corrigiendo la medicion con los datos obtenidos de la medicion de la difusion de la luz.

Breve descripcion de las figuras

Las caractensticas y las ventajas del metodo y el aparato de acuerdo con la presente invencion se haran evidentes a partir de la siguiente descripcion detallada de realizaciones preferentes de la misma, presentadas como un ejemplo y no con fines limitantes, por referencia a las figuras anexas, en las que: •

• la figura 1 es una esquematizacion general de un aberrometro de acuerdo con la tecnica anterior;

• las figuras 2a y 2b muestran a modo de ejemplo el principio de operacion de un HSWS nuevamente de acuerdo con la tecnica anterior;

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• la figura 3 es una representacion del principio de operacion de la cuchilla de Foucault para un haz afectado por aberracion esferica;

• la figura 4 muestra a modo de ejemplo el principio de operacion conocido de un PWS en el caso de una fuente con forma puntual;

• las figuras 5a a 5c muestran representaciones de un frente de onda afectado por aberracion esferica (figura 5a), el aspecto (figura 5b) del CCD de medicion llevando a cabo el ensayo de Foucault en el frente de onda de la figura 5a, y el aspecto (figura 5c) del CCD de medicion llevando a cabo el ensayo de Foucault en el mismo frente de onda con una modulacion adecuada;

• la figura 6 es una representacion mixta estructural/funcional de un aparato basado en PVC con la medicion de la difusion de acuerdo con la invencion; y

• las figuras 7a a 10b proporcionan multiples representaciones (en dos vistas diferentes) del plano retiniano pR y el plano de Fourier pF en el caso de 1) un ojo con difusion sin insercion de un prisma de desviacion (figuras 7a y 7b); 2) un ojo con difusion con prisma insertado (figuras 8a y 8b); 3) un ojo teorico sin difusion con prisma insertado (figuras 9a y 9b); 4) un ojo teorico sin difusion con prisma insertado (figuras 10a y 10b).

Descripcion detallada de la invencion

Por referencia a la figura 6 y las figuras 7a a 10b, y de acuerdo con lo que se ha mencionado anteriormente basandose en la figura 1 (manteniendo los mismos sfmbolos de referencia que ya se han usado en la misma), un aberrometro de acuerdo con la invencion comprende los elementos convencionales representados basicamente por:

• un sistema A de proyeccion de una fuente luminosa sobre la retina;

• un sistema B de observacion del frente de onda que contiene un sensor para medir el frente de onda.

Del mismo modo, los componentes accesorios, conocidos en sf mismos por el experto en la materia y sin que sea necesaria una descripcion detallada, pueden comprender:

• un punto de fijacion estructurado (Sfix, Fix);

• un sistema para centrar el ojo que facilite la alineacion del ojo del paciente (So, Lo, CCDo);

• un sistema de compensacion del defecto esferico del paciente que disminuya la dinamica de las aberraciones

que se miden en el sensor (M).

Durante un examen de aberrometna, se pide al paciente que mire fijamente a un punto luminoso en el interior del instrumento con el fin de alinear su eje visual con el del instrumento. Este sistema consiste en un iluminador (Sfix) y una vista (Fix), normalmente una estructurada. El sistema de fijacion da la indicacion al paciente de la direccion correcta en la que girar el ojo. Ademas de esto, la vista estructurada, a traves de sus movimientos longitudinales, hace posible determinar el estado refractivo del paciente.

Con el fin de alinear correctamente la mirada del paciente, el sistema de fijacion Fix se hace visible al paciente a traves de un divisor Bb de haz, el sistema Lb de optica, el divisor Bc de haz y una lente frontal L0.

El sistema de observacion frontal se usa por parte del operador para alinear correctamente el ojo del paciente y verificar que esta mirando correctamente. Un sistema CCDo de observacion observa, a traves del sistema Lo de optica y L0, la imagen del ojo iluminado mediante la alineacion de las fuentes luminosas So con el fin de permitir la facil alineacion por parte del operador del eje del instrumento con el centro de la pupila.

Si el aberrometro es en particular del tipo PWS o HSWS, con el fin de conseguir una iluminacion adecuada, se proyecta un rayo de luz sobre la retina a traves de los medios oculares (cornea, humor acuoso, cristalino, humor vttreo). Una fraccion de la luz que llega a la retina se retrodifunde por la propia retina y retrocede su trayectoria entrante en la direccion opuesta para generar un frente de onda emitido por el ojo. La luz emitida por la fuente Sa que pasa a traves del sistema La de optica y por lo tanto traves de la lente frontal L0, entra en el ojo E del paciente y, a traves de la pupila, genera un punto luminoso sobre la retina R.

A traves del sistema optico L0, Lb y el divisor Bc de haz, el frente de onda para el que se desean medir las aberraciones se transfiere al sensor WFs de frente de onda.

Si el sensor usado es un PWS, se crea una imagen de la retina en un plano pR que corresponde al vertice de la piramide Pb. Como ya se ha explicado esto actua como una cuchilla de Foucault en dos dimensiones que genera cuatro imagenes distintas de la pupila (o subpupila) que se transportan en el CCDb mediante una optica Lb1 que enfoca en el plano de Fourier del paciente. En el plano de la piramide habra un plano conjugado con la retina y por lo tanto en ausencia de desenfoque de aberraciones y de dispersion por difusion de la imagen del emisor proyectado en la retina aparece como pF3 en la situacion de las figuras 9a y 9b. Si es posible estar seguro, al menos dentro de cierto intervalo de aproximacion, que cuando el haz se colima y es de pequenas dimensiones las aberraciones oculares no desempenan un papel muy significativo (produciendo en cualquier caso un error corregible en retroalimentacion de una estimacion de la medicion), la presencia de difusion significa que sobre el plano focal de la

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piramide se produce una situacion que es similar a la que se representa en las figuras 7a y 7b. Esto conduce a una disminucion real - e, incluso mas seriamente, desconocida - en la sensibilidad del sensor.

De acuerdo con la presente invencion, por otra parte, se propone un metodo para medir la dispersion que, combinado con la medicion del frente de onda llevada a cabo con un sensor que enfoca en el plano de Fourier, corrige su funcion de transduccion.

Se ha indicado anteriormente la forma en la que, para PWS en particular, se aplica la siguiente relacion:

dW

dx

imagen2

dW

By

- a A

11 +/2 ~h ~/4

/[ +12 +11 +14

Tambien se ha repetido la forma en la que la presencia de aberraciones o difusion hace desconocida la cantidad A asociada al tamano de la mancha sobre la retina.

Mediante el uso en el aparato, o en asociacion funcional con el mismo, de un dispositivo capaz de medir o estimular una cantidad de difusion en el ojo humano es posible asociar la salida de tal dispositivo, tambien a traves de una formula de regresion lineal sencilla, al valor A, corrigiendo realmente de ese modo la funcion de transduccion del sensor.

Entre los dispositivos que se conocen como tales y que se pueden usar en el presente contexto para cuantificar la difusion en el ojo humano, uno de estos, probablemente el mas sencillo, consiste por ejemplo en un sistema de optica enfocado en el plano focal de la retina que observa la formacion de un punto de luz sobre la misma y que calcula la relacion entre la energfa en un disco central y la energfa en un anillo periferico. Tal medicion proporciona una estimacion de cuanta energfa se transporta al centro de la imagen y cuanta se dispersa por difusion.

En el documento "An Objective Scatter Index Based on Double-Pass Retinal Images of a Point Source to Classify Cataracts" [Artal et al., febrero de 2011; PLoS ONE; 2011, vol. 6, numero 2, p1] se desvela una realizacion de tal dispositivo. Otros metodos estan asociados al uso de un HSWS como se indica en "Comparison of the retinal image quality with a Hartmann-Shack wavefront sensor and a double-pass instrument" [Diaz-Douton et al.; Invest. Ophthalmol. Vis. Sci. Abril de 2006 vol. 47 n.° 41710-1716].

Sin embargo, de forma mas ventajosa, pensando en un aparato de acuerdo con la arquitectura de la figura 6 que implementa un PSW con cuatro caras, se puede describir un metodo preferente para cuantificar la dispersion, en particular por difusion, y por lo tanto corregir la medicion, en los siguientes terminos. Considerando de nuevo una situacion en el plano focal de la piramide Pb similar al de las figuras 7a y 7b, y calculando la cantidad de luz de las cuatro subpupilas, se descubre que aparte de los fenomenos de inclinacion, la contribucion de energfa de las cuatro caras sera constante.

Ahora, suponiendo que se inserta un prisma Po en la trayectoria A de desviacion, de un modo tal que si la mancha fuera teorica sin difusion ni aberraciones se desplazana completamente en una de las cuatro caras, la totalidad de la energfa caena en la subpupila especificada, mientras que en las otras tres la cantidad de energfa sena nula; tal situacion teorica es la de las figuras 10a y 10b. Por otra parte, en presencia de difusion, con una insercion analoga del mismo prisma, cierta cantidad de la luz dispersada tambien se detectana en las otras tres caras opuestas, como se destaca mediante la representacion en el plano pF2 de Fourier en la situacion de acuerdo con las figuras 8a y 8b. A partir del equilibrio de energfa entre en la subpupila especificada y las otras tres caras sera posible estimar la cantidad de difusion del sistema de optica a examen y obtener un equivalente de A para corregir la formula de transduccion de las derivadas parciales.

De ese modo, para describir con mayor detalle un procedimiento de medicion llevado a cabo basandose en lo que se ha indicado anteriormente, es posible identificar una primera etapa en la que el paciente se situa enfrente del instrumento y el operador comienza a llevar a cabo la alineacion del instrumento con respecto la pupila del paciente.

En particular, de acuerdo con el esquema de la figura 6, la imagen del ojo se puede observar a traves del sistema CCDo de observacion que coopera con las fuentes luminosas So de alineacion. Una vez que el paciente se ha alineado de forma apropiada y esta enfocado con respecto instrumento, o tras la indicacion por parte del operador (presionando un boton o de cualquier otra forma), o automaticamente, se inicia la siguiente etapa del procedimiento.

En esta segunda etapa, se busca el punto remoto de la retina, habitualmente con el fin de liberar el sensor de gran parte de la dinamica de senal. En particular, se conoce que la aberracion con la mayor dinamica en los pacientes es el defecto esferico, que se puede compensar moviendo el grupo con piramide y CCD y asociando el movimiento del mismo al defecto esferico. Con el fin de hacer esto, se toman lecturas del defecto de desenfoque en la piramide en bucle, y se mueve la pendiente sobre la que se monta la unidad de sensor (movimiento indicado por la flecha M de la

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figura 6) hasta que se hace nula la lectura de tal defecto sobre la piramide. En tales condiciones, la mancha es mmima en el vertice de la piramide Pb y la propia piramide esta leyendo la totalidad de las aberraciones menos la de desenfoque.

Si se proporciona una estrategia de confusion para eliminar el efecto de la acomodacion proximal, se lleva a cabo en las siguientes condiciones. Se debe proporcionar una diana estructurada (Fix + SFix), por lo general integral con la posicion de la pendiente y de un modo tal que este enfocada una vez que se ha alcanzado la ubicacion del punto remoto de la retina. Tal diana esta desenfocada en la direccion miope mediante una cantidad conocida y predeterminada de un modo tal que el paciente se vea forzado a liberar la acomodacion.

Estas son las condiciones ideales para llevar a cabo la adquisicion, suponiendo que la sensibilidad del instrumento sea conocida. Con el fin de estimular tal sensibilidad, se lleva a cabo de ese modo una primera lectura del equilibrio de energfa sobre la piramide, acumulando la energfa sobre cada una de las subpupilas, evaluando cual es la inclinacion global en el momento de la lectura [lectura de 0 (cero)]. Para este fin, cada subpupila se segmenta y para cada punto que pertenece a la subpupila iesima se acumula la lectura del CCD. La situacion en el plano conjugado a la retina, que pasa a traves del vertice de la piramide, es de hecho la que se indica mediante pR1 en las figuras 7a y 7b. Habiendo hecho esto, el prisma Po (cuya direccion de movimiento de insercion-desinsercion alternativa esta representada por la flecha N) se introduce en el haz luminoso, de un modo tal que el haz en la retina este desviado en una cantidad conocida. El movimiento del prisma de acuerdo con la direccion N se puede accionar mediante un motor o un solenoide. En tales condiciones, la situacion sobre el plano del vertice de la piramide conjugado a la retina se vuelve la que esta representada por pR2 en las figuras 8a y 8b.

Por acumulacion de la energfa en cada una de las subpupilas es posible hacer una estimacion de la dispersion de los rayos. De hecho, cuanto menor es la interferencia entre la energfa acumulada en la subpupila del plano pF sobre el que se mueve el haz y la energfa acumulada en los demas, mayor sera la dispersion por difusion o aberraciones. Una ley sencilla de regresion, obtenible de una forma que es obvia para el experto en la materia, puede asociar tal interferencia al tamano de la mancha retiniana y a la sensibilidad del instrumento que se busca. Habiendo estimado de ese modo la sensibilidad del instrumento (la sensibilidad del sensor ya no se conoce, sino que se mide), es posible proceder a retirar el prisma y leer las aberraciones por medio del PWS como se ha descrito anteriormente.

En otra realizacion que no se representaba de forma grafica es posible incluir un componente optico o elemento O que tiene una aberracion optica conocida y medible, y de un modo tal que su insercion se pueda controlar mediante una logica. Una vez se ha alcanzado la situacion ideal para medir la sensibilidad del instrumento (por ejemplo despues de la etapa de confusion) tal elemento se baja a la trayectoria de observacion. Conociendo que tal elemento tiene una aberracion conocida Ao es posible llevar a cabo las siguientes etapas con el fin de determinar la sensibilidad en las condiciones actuales de medicion:

1. Llevar a cabo una medicion vacfa A0 suponiendo que se conoce la sensibilidad S;

2. Insertar el elemento optico O;

3. Llevar a cabo una medicion A1 con el elemento optico insertado suponiendo que se conoce la sensibilidad S;

4. Restando A0 de A1 se debena obtener una version escalada de la aberracion conocida introducida por O, igual

a AA = A1 - A0 = SpAo;

5. Obtener la sensibilidad como Sp = AA / Ao.

De ese modo, se puede entender la forma en la que, gracias a la invencion, se proporciona una mejora sustancial en el rendimiento de adquisicion de aparatos de aberrometna tales como a los que se ha hecho referencia, en particular haciendo que los sistemas con sensores PWS sean capaces de llevar a cabo su plena capacidad, en terminos de exactitud y fiabilidad de la medicion, en el campo de la oftalmologfa.

La presente invencion se ha descrito hasta el momento por referencia a sus realizaciones preferentes. Se ha de observar que cada una de las soluciones tecnicas implementadas en las realizaciones preferentes que se describen en el presente documento a modo de ejemplo se pueden combinar de forma ventajosa diferentemente entre sf, para crear otras realizaciones, que se obtienen del mismo nucleo inventivo, en cualquier caso dentro del ambito de proteccion de las reivindicaciones anexas.

Claims (12)

1. 5

   10

   15

   20

   25

   30

   35

   40

   45

   50

   55

   60

   REIVINDICACIONES

   1. Aparato de analisis para medir las aberraciones de un sistema optico de un paciente, comprendiendo el sistema optico una retina, comprendiendo el aparato de analisis: un dispositivo (A) de proyeccion adaptado para proyectar un punto o un patron de radiacion luminosa sobre la retina del paciente; un dispositivo (B) de observacion que comprende medios (WFs) de sensor de imagen que tienen un plano focal que no esta conjugado con la retina, adaptados para recibir la radiacion luminosa reflejada por la retina; medios de procesamiento adaptados para procesar una senal obtenida desde dichos medios sensores para obtener, a traves de un algoritmo determinado, un frente de onda y/o el estado refractivo generado por el sistema optico; caracterizandose el aparato por que comprende medios (Po) de medicion adaptados para medir la dispersion de la radiacion luminosa sobre la retina y/o desde la retina, debida a contornos borrosos de difusion o aberracion, estando dichos medios de procesamiento configurados para que usen dicha medida de la dispersion como factor de correccion en dicho algoritmo.
2. 2. Un aparato de acuerdo con la reivindicacion 1, en el que dicho plano focal de dichos medios (WFs) de sensor de imagen es un plano focal sobre el plano de Fourier del paciente, que es un plano tal que enfoca una imagen conjugada de una pupila de dicho sistema ocular.
3. 3. Un aparato de acuerdo con la reivindicacion 2, en el que dichos medios (WFs) de sensor comprenden uno o mas elementos optomecanicos (Pb, Lb1) adaptados para dividir la imagen de dicha pupila sobre dicho plano de Fourier en tres o mas imagenes de subpupila.
4. 4. Un aparato de acuerdo con la reivindicacion 3, en el que dicho al menos un elemento optomecanico es un prisma (Pb) que tiene forma de piramide adaptado para producir cuatro imagenes de subpupila en dicho plano de Fourier.
5. 5. Un aparato de acuerdo con la reivindicacion 3 o 4, en el que dichos medios de medicion de dispersion

   comprenden medios (Po) de desviacion optica adaptados para capturar una trayectoria de dicha radiacion luminosa

   en dicho dispositivo (A) de proyeccion para desviar una cantidad conocida de dicho punto o patron sobre la retina, y medios de deteccion para detectar una diferencia entre la energfa de las diversas imagenes de subpupila, estando dichos medios de procesamiento configurados para obtener dicho factor de correccion a partir de dicha deteccion.
6. 6. Un aparato de acuerdo con la reivindicacion 3 o 4, en el que dichos medios de medicion de dispersion

   comprenden un elemento optico (O) que tiene una aberracion optica conocida, adaptado para capturar una trayectoria de observacion de dicha radiacion luminosa en dicho dispositivo (B) de observacion, estando configurados dichos medios de procesamiento para obtener dicho factor de correccion a partir de las mediciones llevadas a cabo con y sin dicho elemento optico (O) en dicha trayectoria de observacion.
7. 7. Metodo de analisis para medir las aberraciones de un sistema optico de un paciente, comprendiendo el sistema optico una retina, comprendiendo el metodo: proyectar un punto o un patron de radiacion luminosa sobre la retina del paciente; observar la radiacion luminosa reflejada por la retina que se enfoca sobre un plano focal que no esta conjugado con la retina; obtener de dicha observacion, a traves de un algoritmo determinado, un frente de onda y/o el estado refractivo generado por el sistema optico; comprendiendo ademas el metodo: medir la dispersion de la radiacion luminosa sobre la retina y/o desde la retina, debida a contornos borrosos de difusion o aberracion; y usar dicha medida de dispersion como factor de correccion en dicho algoritmo.
8. 8. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 7, en el que dicho plano focal es un plano focal sobre el plano de Fourier del paciente, que es un plano tal que enfoca una imagen conjugada de una pupila de dicho sistema ocular.
9. 9. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 8, en el que la imagen de dicha pupila sobre dicho plano de Fourier se divide en tres o mas imagenes de subpupila.
10. 10. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 9, en el que se usa un prisma que tiene forma de piramide para producir cuatro imagenes de subpupila en dicho plano de Fourier.
11. 11. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 8 o 9, en el que se captura de forma movil una trayectoria de desviacion de dicha radiacion luminosa mediante medios (Po) de desviacion optica para desviar dicho punto o patron sobre la retina de una cantidad conocida, y se detecta una diferencia entre la energfa de las diversas imagenes de subpupila, obteniendo dicho factor de correccion a partir de dicha deteccion.
12. 12. Un metodo de acuerdo con la reivindicacion 8 o 9, en el que se captura de forma movil una trayectoria de observacion de dicha radiacion luminosa mediante un elemento optico (O) que tiene una aberracion optica conocida, obteniendose dicho factor de correccion a partir de mediciones llevadas a cabo con o sin dicho elemento optico (O) en dicha trayectoria de observacion.