ES2888400T3 - Metrología y tomografía de coherencia óptica con registro mejorado - Google Patents

Abstract

Un método para realizar metrología de coherencia óptica a través de un área extendida de un ojo (108), comprendiendo dicho método las etapas de: (i) adquirir, dentro de un solo cuadro de una serie de sensores bidimensionales (178), un primer tomograma de coherencia óptica de dicho ojo (108), conteniendo dicho primer tomograma de coherencia óptica datos de una primera región (201-A) de una superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192) de dicho ojo (108), y datos de una tercera región de dicho ojo ( 108); y (ii) adquirir, dentro de un solo cuadro de dicha serie de sensores bidimensionales_ (178), un segundo tomograma de coherencia óptica de dicho ojo (108), conteniendo dicho segundo tomograma de coherencia óptica datos de una segunda región (201-B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192) que se superpone al menos parcialmente con dicha primera región (201-A), y datos de una cuarta región de dicho ojo (108); caracterizado por que dicho método comprende además las etapas de: imponer una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en las porciones primera y segunda separadas lateralmente de un haz de referencia o un haz de muestra cuando se adquiere al menos uno del primer y segundo tomogramas de coherencia óptica; y procesar el primer y segundo tomogramas de coherencia óptica para registrar las porciones superpuestas de la primera y segunda regiones (201-A, 201-B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192), registrando así los datos de la tercera y cuarta regiones de dicho ojo (108), en donde la etapa de procesamiento comprende además tener en cuenta dicha diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada.

Description

DESCRIPCIÓN

Metrología y tomografía de coherencia óptica con registro mejorado

Campo de la invención

La invención se refiere a aparatos y métodos de metrología ocular, en particular para medir la forma del ojo humano utilizando técnicas de tomografía de coherencia óptica (OCT). Sin embargo, se apreciará que la invención no se limita a este campo de uso particular.

Solicitudes relacionadas

La presente solicitud reivindica la prioridad de la Solicitud de Patente Provisional Australiana n.° 2017900245 titulada ‘Optical Coherence Metrology and Tomography with Improved Registration’ (‘Metrología y Tomografía de Coherencia Óptica con Registro Mejorado’) presentada el 28 de enero de 2017.

Antecedentes de la invención

Cualquier discusión de la técnica anterior a lo largo de la memoria descriptiva no debe considerarse en modo alguno como una admisión de que dicho estado de la técnica es ampliamente conocido o forma parte del conocimiento general común en el campo.

La medición de muchas, si no todas, las superficies ópticas del ojo humano, así como la forma total del ojo, proporciona información importante sobre la progresión de diversas enfermedades y afecciones. En particular, el desarrollo de la miopía se ha convertido en un área de interés específico debido a la incidencia en rápido aumento de la miopía, particularmente, en el este de Asia. En un artículo de noticias de Nature titulado 'The Myopia Boom', E. Dolgin, Nature 519, 276-278, marzo de 2015, se informó que la incidencia de miopía (es decir, falta de visión de cerca) en China ha aumentado en sesenta años de menos del 20% de la población a aproximadamente el 90% de los adultos jóvenes y adolescentes. La afección puede provocar la deformación y el adelgazamiento de las partes internas del ojo, aumentando la incidencia de desprendimiento de retina, cataratas, glaucoma y ceguera. La regla de oro para la desafiante tarea de medir la forma total del ojo es la resonancia magnética (MRI), descrito, p.ej., en Atchison et al 'La forma del ojo en la emetropía y la miopía' (Oftalmología de Investigación & Ciencia Visual 45 (10), 3380-3386, Octubre de 2004). Sin embargo, la resonancia magnética requiere un alto coste, equipo complejo y carece de la precisión necesaria para rastrear pequeños cambios en el desarrollo durante períodos de semanas y meses.

Sería atractivo utilizar técnicas ópticas para medir la forma de los ojos. La tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica interferométrica ampliamente utilizada para estudiar muestras biológicas que incluyen tejido vivo tal como el ojo humano, con resolución lateral y en profundidad, utilizando información contenida dentro de la amplitud y fase de la luz reflejada o dispersa. Si bien la OCT de dominio espectral ha demostrado ser eficaz para proporcionar mediciones de varias capas y profundidades oculares, por una serie de razones, las técnicas de OCT existentes no son adecuadas para obtener información precisa sobre la forma total del ojo. Entre estas razones se encuentra la dificultad para medir la longitud de los ojos, definida como la distancia entre el ápice corneal y el fondo de ojo, en una sola exposición. Esto se debe a que su magnitud, por lo general de aproximadamente 20 mm en un ser humano adulto, excede significativamente la profundidad de campo o el intervalo de Nyquist de los sistemas OCT de dominio espectral convencionales. La profundidad de medición del campo Z para un sistema que tiene una serie de detectores con n píxeles o fotodiodos en la dirección de dispersión y una fuente de luz con longitud de onda central X. y media anchura AX. viene dada por Z = N • k2/(4 • AX). Un sistema con N = 1000, k= 840 nm y AX, = 40 nm tendría por tanto una profundidad de campo de medición de aproximadamente 4,4 mm, mucho menor que la longitud convencional de los ojos. Un problema fundamental es que una anchura de banda de fuente amplia, es decir, gran AX., es necesario para proporcionar la longitud de coherencia corta necesaria para la resolución en profundidad, pero para un conjunto de detectores dado, esto limita el intervalo de profundidad sobre el que el haz de muestra puede interferir con el haz de referencia.

Se han propuesto varios enfoques para ampliar el intervalo de profundidad de OCT, en particular, para medir tanto el segmento anterior como la retina del ojo humano.

El documento US2012/0140173 A1, titulado ‘Intraoperative imaging system and apparatus’ (‘Aparato y sistema de obtención de imágenes intraoperatorias’), describe el aparato OCT de dominio de Fourier y los métodos para obtener imágenes del ojo en un intervalo de profundidad extendido, por ejemplo, todo el segmento anterior o el segmento anterior y la retina, en varios puntos del ojo. Se adquieren dos o más exploraciones a diferentes profundidades utilizando retrasos conmutables en la trayectoria de referencia, después se combinan para producir una exploración de profundidad extendida. En determinadas realizaciones, una serie de exploraciones A de profundidad extendida en diferentes puntos a los que se accede con un escáner de haz transversal se combinan en una imagen compuesta tal como una exploración B. Como alternativa, se adquiere un primer conjunto de exploraciones A a una primera profundidad y se combinan para formar una primera exploración B, el proceso se repitió a una segunda profundidad para formar una segunda exploración B, y las dos exploraciones B se unieron para formar una exploración B de intervalo de profundidad extendido. Debido a que el aparato utiliza exploración por haces para obtener imágenes de múltiples puntos a través del ojo, no obstante, estos métodos son vulnerables a los artefactos causados por el movimiento de los ojos.

El documento US 2014/0160430 A1, titulado 'Extended range imaging’ (‘Imágenes de intervalo extendido'), describe aparatos y métodos para extender el intervalo de profundidad de la OTC de dominio de Fourier, p. ej. para adquirir una exploración A de todo el segmento anterior, o de la córnea y la retina de un ojo, simultáneamente. Se proporcionan dos o más espejos de referencia para diferentes intervalos de profundidad, con diferentes modulaciones aplicadas a los espejos de referencia para que las señales de interferencia de las respectivas profundidades puedan distinguirse en el espacio de frecuencias. Se pueden construir exploraciones B o exploraciones C mediante exploración por haces. Las exploraciones A de profundidad extendida individuales son insensibles al movimiento del ojo porque las señales de interferencia de diferentes profundidades se adquieren simultáneamente, pero como se requiere la exploración por haz para adquirir exploraciones B o C, este método sigue siendo vulnerable a los artefactos causados por el movimiento de los ojos.

El documento US 2013/0242259 A1, titulado ‘Method and device for recording and displaying an OCT whole-eye scan’ (‘Método y dispositivo para registrar y visualizar una exploración ocular completa OCT’), describe un aparato OCT de fuente de barrido de haz de exploración y métodos para obtener imágenes del ojo en toda su longitud. Una exploración de todo el ojo, es decir, una exploración A, B o C que se extiende por toda la longitud del ojo, se combina con al menos un exploración de ojo parcial o de ojo completo, a través de un proceso de registro que utiliza estructuras comunes. Esto permite, por ejemplo, la construcción de una imagen del ojo completo a partir de exploraciones separadas optimizadas con respecto a la resolución lateral en el segmento anterior o la retina. La inclusión de un exploración de todo el ojo aparentemente proporciona un grado de robustez contra el movimiento ocular, pero debido a que el haz de la sonda debe escanearse para adquirir exploraciones B o C, este método es vulnerable a los artefactos causados por el movimiento de los ojos.

El documento US 2016/0135679 A1, titulado ‘Ocular metrology employing spectral wavefront analysis of reflected light’ (‘Metrología ocular que emplea análisis de frente de onda espectral de luz reflejada’), describe aparatos y métodos para adquirir simultáneamente exploraciones de profundidad en una pluralidad de puntos a través de una muestra, tal como un ojo, p. ej., para topografía corneal o tomografía del segmento anterior o retina. La adquisición simultánea es proporcionada por muestreo espacial de un frente de onda reflejado desde el ojo, p. ej., utilizando una serie de microlentes bidimensional, seguido de la dispersión de los puntos de muestreo en una serie de sensores bidimensionales. A diferencia de los sistemas de exploración por haces descritos anteriormente, este enfoque de muestreo espacial permite la adquisición de instantáneas de exploraciones B o exploraciones C con una susceptibilidad muy reducida al movimiento de la muestra. Se pueden registrar múltiples exposiciones adquiridas con diferentes longitudes de trayectoria de retraso utilizando una superficie de referencia común para proporcionar datos tomográficos en un intervalo de profundidad extendido, aunque parece que estas exposiciones se adquieren secuencialmente, no simultáneamente.

La patente estadounidense número 7.982.881 titulada ‘Apparatus and method for interferometric measurement of a sample’ (‘Aparato y método para la medición interferométrica de una muestra’) describe varias técnicas para extender la profundidad axial de un sistema OCT proporcionando múltiples trayectorias de referencia que pueden interferir con la luz reflejada desde diferentes profundidades del ojo. Esto permite realizar mediciones axiales de varios puntos a diferentes profundidades. Sin embargo, debido a los límites máximos de exposición en un entorno clínico, o las limitaciones en la potencia óptica disponible, no siempre es posible obtener mediciones durante períodos de tiempo lo suficientemente cortos como para evitar el movimiento de los ojos, es decir, menos de unos pocos milisegundos. Esto es particularmente importante cuando se requiere una precisión relativa entre muchos puntos de muestreo transversales del orden de unas pocas micras o menos. La patente '881 no proporciona ninguna guía sobre cómo se puede lograr una medición de alta relación señal/ruido cuando se toman muestras en una gran área del ojo, ya que no es posible calcular a partir del conjunto de datos adquiridos limitados, la posición lateral y axial del ojo para coregistrar con precisión las ubicaciones lateral y axial en el ojo de las diversas exploraciones axiales mejoradas que se describen. En consecuencia, varias propiedades ópticas importantes del ojo no pueden calcularse a partir del conjunto obtenido de exploraciones axiales. Por ejemplo, cuando se planifica una cirugía de lente intraocular (LIO), a menudo es ventajoso conocer con precisión la potencia óptica y el astigmatismo de las superficies corneales anterior y posterior, así como la longitud axial y el grosor y curvatura de la lente.

La patente estadounidense número 8.534.838 titulada ‘Optical coherence reflectometry with depth resolution’ (‘Reflectometría de coherencia óptica con resolución de profundidad’) describe un aparato que utiliza un 'sistema óptico de doble refracción' diseñado para proyectar una línea de enfoque tanto en la parte frontal del ojo como en la retina al mismo tiempo, y de forma similar proyectar el foco de línea en dos trayectorias de referencia de diferentes longitudes. Los cuatro focos de la línea de retorno se combinan, pasan a través de una abertura de hendidura para rechazar la luz parásita y después se dispersan en una serie de sensores 2-D. El 'sistema óptico de doble refracción' puede estar basado en polarización, p. ej., utilizando una lente birrefringente, o basado en difracción, p. ej., utilizando un sistema óptico de difracción. Aunque un sistema de exploración lineal permite cierta capacidad para ubicar la posición del exploración en la córnea en un eje, no es posible asegurar la posición del corte de manera inequívoca para el registro de una serie de cortes para construir una imagen más completa registrada correctamente del interfaces ópticas en el ojo. Además, la abertura de la hendidura puede proporcionar una exploración axial de alta resolución, pero no proporciona un medio para eliminar la diafonía de diferentes posiciones laterales. En particular, en regiones en las que la reflexión especular de alta intensidad pasa a la dispersión de baja intensidad como ocurre en la córnea humana, es difícil evitar que la diafonía lateral de las regiones de alta intensidad abrume y corrompa los resultados de los puntos vecinos a diferentes profundidades. Por lo tanto, sería ventajoso proporcionar un método de registro que supere las limitaciones de la diafonía proporcionando una apertura alrededor de los puntos de interés, y también proporcionar una cuadrícula tridimensional de puntos para el registro de modo que se pueda construir una imagen de alta señal a ruido.

La capacidad de OCT para medir la forma total del ojo también se ve comprometida por el poder de enfoque del ojo. Por ejemplo, una serie de pequeños haces establecidos para medir con características de resolución lateral en la parte posterior del ojo, p. ej., la retina, no es apropiada para crear un mapa de características en la parte frontal del ojo, p. ej., la córnea. Para formar un pequeño haz en la retina es necesario iluminar la córnea con un haz colimado, que carece de la precisión para mapear la superficie frontal del ojo. Además, una serie de pequeños haces paralelos utilizados para medir las porciones anteriores del ojo se enfocará en una región de la retina y, por lo tanto, no puede proporcionar un mapa topográfico de la parte posterior del ojo. Una dificultad adicional para usar OCT para medir la forma del ojo es que la curvatura aparente de la retina está influenciada por la posición del instrumento OCT en relación con el ojo. Por tanto, existe la necesidad de sistemas y métodos de OCT mejorados para medir la forma total del ojo. A menos que el contexto claramente requiera lo contrario, a lo largo de la descripción y las reivindicaciones, las palabras 'comprendiendo', 'comprende' y similares deben interpretarse en un sentido inclusivo en oposición a un sentido exclusivo o exhaustivo. Es decir, deben interpretarse en el sentido de 'incluyendo, pero sin limitarse a'. Objeto de la invención

Un objeto de la presente invención es superar o mejorar al menos una de las limitaciones de la técnica anterior, o proporcionar una alternativa útil. Un objeto de la presente invención en una forma preferida es proporcionar aparatos y métodos OCT de dominio espectral con la capacidad de medir la forma total del ojo. Otro objeto de la presente invención en una forma preferida es proporcionar aparatos y métodos OCT de dominio espectral para metrología ocular o tomografía con registro mejorado.

Compendio de la invención

De acuerdo con un primer aspecto de la presente invención, se proporciona un método para realizar metrología de coherencia óptica en un área extendida de un ojo según las reivindicaciones 1-3. De acuerdo con un segundo aspecto de la presente invención, se proporciona un aparato para realizar metrología de coherencia óptica a través de un área extendida de un ojo según las reivindicaciones 4 a 15.

Breve descripción de los dibujos

A continuación se describirán las realizaciones preferidas de la invención, solo a modo de ejemplo, con referencia a los dibujos adjuntos, en los que el uso de los mismos números de referencia en diferentes figuras indica elementos o características similares o idénticas.

La Figura 1A ilustra en forma esquemática un aparato OCT de dominio espectral para metrología ocular o tomografía con registro de interfaces intraoculares, de acuerdo con una realización de la invención.

La Figura 1B muestra una porción del brazo de referencia del aparato OCT de dominio espectral de la Figura 1A, con un espejo compuesto en una posición 'plana' en lugar de una posición de 'apertura'.

La Figura 1C muestra en una vista en planta esquemática un posicionamiento ventajoso de una serie 2-D de pequeños haces de muestra en la pupila, iris y esclerótica anterior de un ojo de muestra, utilizando el aparato de la Figura 1 A. La Figura 2A representa un diagrama de flujo de un método para construir una imagen compuesta de un ojo utilizando el aparato de la Figura 1A.

La Figura 2B representa un diagrama de flujo de otro método para construir una imagen compuesta de un ojo utilizando el aparato de la Figura 1A.

La Figura 2C ilustra en forma esquemática regiones que se superponen parcialmente de una muestra iluminada por una serie 2-D de pequeños haces en medidas separadas.

La Figura 3 muestra en vista esquemática oblicua un sistema de iluminación alternativo para el aparato de la Figura 1A.

La Figura 4 ilustra en forma esquemática la óptica del brazo de muestra de un aparato OCT, de acuerdo con una realización de la invención.

La Figura 5A ilustra en forma esquemática la óptica del brazo de muestra de un aparato OCT, de acuerdo con otra realización de la invención.

La Figura 5B muestra una ampliación de una porción de apertura de la óptica del brazo de muestra que se muestra en la Figura 5A.

La Figura 6 representa un diagrama de flujo de un método para medir un ojo en diferentes ángulos de incidencia utilizando el aparato mostrado en la Figura 1a .

La Figura 7A ilustra en forma esquemática la proyección de tres haces combinados sobre una serie de sensores 2-D.

La Figura 7B muestra, para una de las proyecciones de haz de la Figura 7A, gráficos de intensidad frente al número de píxeles para diferentes filas de píxeles de la serie de sensores 2-D, mostrando un efecto de saturación de píxeles.

La Figura 8 muestra una 'exploración B' muestreada de forma burda del segmento anterior de un ojo de muestra, que consiste en una fila de 56 exploraciones A en un paso de 0,3 mm extraídas de uno de un conjunto de 144 cuadros escaneados por trama.

Las Figuras 9A y 9B muestran respectivamente los perfiles de exploración A convencionales de la córnea y la esclerótica anterior de un ojo.

La Figura 9C muestra una plantilla de filtro derivada de una serie de exploraciones A de la esclerótica anterior de un ojo.

La Figura 10 muestra en forma esquemática las posiciones de la cuadrícula de una pluralidad de exploraciones A en la esclerótica anterior de un ojo, a ambos lados de la córnea.

La Figura 11 ilustra los vectores de traslación usados para registrar los datos adquiridos de un ojo de muestra en un conjunto de 144 cuadros escaneados por trama.

La Figura 12 muestra una exploración B del ojo de muestra de la Figura 8 extraído de un conjunto de datos promediados en volumen obtenido de los 144 cuadros utilizando los vectores de traslación ilustrados en la Figura 11.

La Figura 13A muestra una 'exploración B' muestreada de forma burda de la región del cristalino de un ojo de muestra, que consiste en una fila de 56 exploraciones A en un paso de 0,3 mm extraídas de uno de un conjunto de 144 cuadros escaneados por trama.

La Figura 13B muestra una exploración B del ojo de muestra de la Figura 13A extraída de un conjunto de datos promediados en volumen obtenido de los 144 cuadros registrados, mostrando las superficies de la lente anterior y posterior.

La Figura 14 muestra otra exploración B del ojo de muestra de la Figura 13A, esta vez obtenida mediante el registro conjunto de dos conjuntos de datos promediados en volumen separados adquiridos con la posición del instrumento variada para enfocar a diferentes profundidades.

La Figura 15 ilustra el uso de la óptica geométrica clásica para determinar la forma aparente de la retina en función de la posición del instrumento, para permitir la corrección de la influencia de la posición de un instrumento OCT en relación con el ojo.

La Figura 16 muestra un término de corrección para la profundidad axial, calculado utilizando un algoritmo de trazado de rayos, para corregir la forma de la retina en caso de variaciones en la posición del instrumento.

La Figura 17 muestra un diagrama de flujo para la determinación de una medida mejorada de la forma del ojo, con corrección de la influencia de la posición del instrumento con respecto al ojo.

Las Figuras 18A y 18B muestran en forma esquemática dos variantes de un elemento de retraso transmisivo de múltiples longitudes para imponer un retraso diferencial en diferentes porciones de un haz de muestra o serie de pequeños haces de muestra.

Descripción detallada de la invención

Un primer aspecto de la presente invención se refiere a los aparatos y métodos OCT de dominio espectral con mayor profundidad de campo, en particular, que tienen suficiente profundidad de campo para la medición de un solo disparo de estructuras y parámetros oculares, incluida la longitud del ojo. La Figura 1A muestra en forma esquemática un aparato OCT de dominio espectral 100 de acuerdo con una primera realización de la invención, adecuado para metrología ocular o tomografía con registro de estructuras intraoculares, tales como las superficies de la lente anterior o posterior 102, 103 o la coroides 104, a la esclerótica anterior 106 de un ojo de muestra 108. La luz 112 de una fuente óptica de banda ancha 114 tal como un diodo superluminiscente con una longitud de onda central de 840 nm y un ancho de banda de 40 nm se colima colimada por un elemento colimador 116 tal como una lente o un espejo parabólico, se polariza linealmente por un polarizador 118 y se divide después por un cubo de división del haz de polarización (PBS) 120 en haces de referencia y de muestra 122, 150. En realizaciones preferidas, el brazo de referencia incluye un elemento de retraso de múltiples longitudes en forma de reflector compuesto. 110, así como una placa de cuarto de onda 124 para la transformación de polarización de modo que la luz reflejada por el reflector compuesto 110 pasa por el PBS 120 y en el brazo de detección. El brazo de referencia puede incluir también elementos de relé y componentes de adaptación de dispersión.

En la realización ilustrada, el reflector compuesto 110 comprende un medio transparente 128 de espesor A que tiene una primera, superficie reflectante con aperturas 130 en su superficie frontal para reflejar una primera porción 138 del haz de referencia 122, y una segunda superficie reflectante 132 en su superficie posterior para reflejar una segunda porción 134 del haz de referencia 122 que pasa por la apertura 136 de la primera superficie reflectante 130. Las superficies reflectantes 130 y 132 podrían ser, por ejemplo, revestimientos multicapa de película fina o de metal. En la posición de 'apertura' ilustrada, el reflector compuesto 110 funciona, por tanto, como un elemento de retraso de doble longitud en donde una primera porción 138 del haz de referencia 122, en este caso una porción exterior, recibe un retraso que es menor que el recibido por una segunda porción 134, en este caso una porción central, por una cantidad igual a 2 ■ A ■ n(A) en la que n(A) es el índice de refracción dependiente de la longitud de onda del medio 128.

En realizaciones preferidas, el medio se elige para que tenga una dispersión que compense al menos parcialmente la dispersión del ojo. 108, y podría ser, por ejemplo, agua o un vidrio de bajo índice de refracción. De esta forma, los retrasos y, por tanto, las propiedades de coherencia de la primera y segunda porciones 138, 134 del haz de referencia 122 se puede adaptar para satisfacer los requisitos de coherencia con respecto a varias estructuras o regiones a diferentes profundidades del ojo 108 que se mide, tal como la lente 140, retina 144, coroides 104, córnea 146 o esclerótica anterior 106. En realizaciones preferidas, el reflector compuesto 110 está montado en un escenario mecánico 126 para que su posición se pueda ajustar tanto lateral 125 como axialmente 127. Por ejemplo, el reflector compuesto 110 se puede mover lateralmente 125 desde la posición de 'apertura' que se muestra en la Figura 1A hasta una posición 'plan' que se muestra en la Figura 1B en la que todas las porciones del haz de referencia 122 se reflejan en el reflector de superficie frontal 130 de modo que no haya retraso diferencial a través del haz de referencia 122. El movimiento axial 127 del reflector compuesto 110 se puede utilizar para ajustar la longitud de la trayectoria del brazo de referencia, es decir, ajustar un retraso interno en el aparato 100, p. ej., para hacer coincidir diferentes posiciones de la muestra o para obtener información de estructuras a diferentes profundidades del ojo en tomogramas posteriores. Como alternativa o adicionalmente, todo el aparato 100 se puede mover axialmente con respecto al ojo 108 para ajustar la distancia entre el ojo y el aparato y, por lo tanto, la longitud de la trayectoria del brazo de muestra.

Para muestras oculares conviene el reflector compuesto 110 tener la forma de una placa circular, cuadrada o rectangular de material transparente 128, con una apertura circular ubicada en el centro 136 en la superficie reflectante frontal 130. En ciertas realizaciones, la superficie frontal del reflector compuesto 110 tiene un revestimiento antirreflectante en la región de apertura 136 para minimizar el reflejo de la luz en la superficie frontal en la segunda porción 134 del haz de referencia 122. En otras realizaciones, esta región de apertura 136 se deja sin revestimiento, en cuyo caso una pequeña fracción de luz en la segunda porción 134, normalmente el 4% para incidencia normal en una interfaz aire/vidrio, se reflejará desde la superficie frontal, experimentando así el mismo retraso que la luz en la primera porción 138. Esto puede ser útil, por ejemplo, para obtener señales de interferencia tanto de la córnea 146 y la retina 144. Todavía en otras realizaciones la reflectividad de la región de apertura 136 está diseñada para seleccionar las fracciones del haz de luz de referencia en la segunda porción 134 que experimentan los diferentes retrasos.

El brazo de muestra comprende un elemento de muestreo espacial en forma de una serie de lentillas bidimensional (2-D) 148 para generar a partir del haz de muestra 150 una serie 2-D de pequeños haces de muestra 152 que se transmiten al ojo 108 a través de un sistema de lentes 4F 154. En determinadas realizaciones, los pequeños haces 152 tienen una distancia focal idéntica, mientras que en otras realizaciones la serie de lentillas 148 está diseñado para adaptar la longitud focal de los haces dependiendo de su posición en la serie, p. ej., para proporcionar un enfoque apropiado de varios pequeños haces a diferentes profundidades del ojo. De forma ventajosa, como se muestra esquemáticamente en la Figura 1C, la serie 2-D de pequeños haces 152 se puede colocar en relación con un ojo 108 de tal forma que algunos de los pequeños haces 184 entran por la pupila 186 para acceder al interior del ojo, mientras que otros pequeños haces 188 inciden en una o más superficies anteriores del ojo, preferiblemente incluyendo la esclerótica anterior 106. Para los fines de esta memoria descriptiva, definimos 'una superficie anterior' de un ojo como cualquier superficie frente al humor vítreo. 105, incluyendo, sin limitación, las superficies de la lente anterior y posterior 103, 102, y superficies en el segmento anterior 142 incluida la superficie posterior del iris 191, la esclerótica anterior 106 y las superficies anterior y posterior de la córnea 146. La luz dispersa o reflejada de varias estructuras del ojo.

108 pasa de regreso a través del sistema de lentes de relé 154, después se re-enfoca por la serie de lentillas 148 y se refleja por el PBS 120 en el brazo de detección después de la transformación de polarización en la placa de cuarto de onda 156. Se observará que la longitud de la trayectoria de la luz de muestra que regresa dependerá de la distancia dentro del ojo 108 del que se ha dispersado o se reflejado. Por ejemplo, los pequeños haces 188 reflejados o dispersos de la esclerótica anterior 106 tendrán una longitud de trayectoria más corta que los pequeños haces 184 que pasan por la pupila 186 y se reflejan o se dispersan desde la superficie posterior de la lente 103 o la retina 144 por ejemplo. En general, el número de pequeños haces 152 transmitido al ojo 108 depende del diseño de la serie de lentillas 2-D 148, y en ciertas realizaciones puede haber, por ejemplo, del orden de 100 o 1000 pequeños haces en un patrón cuadrado o rectangular con una densidad de, digamos, 4 a 100 pequeños haces por milímetro cuadrado.

Los pequeños haces de muestra reflejados 153 se combinan con el haz de referencia 122 y los haces combinados resultantes analizados por un polarizador 158 para interferir con la luz de la muestra y las trayectorias de referencia. El patrón de interferencia resultante es transmitido por un sistema de lentes 160, y una apertura opcional 162 para eliminar la luz parásita, para su análisis espectral en un espectrómetro 168 en una cuadrícula de posiciones espaciales determinadas por un elemento de muestreo espacial en forma de una serie de lentillas 2-D 164, y una serie de apertura 2-D correspondiente 166. En general, las dos series de lentillas 148, 164 se alinearán de modo que los pequeños haces de muestra que regresan 153 de la serie de lentillas 148 se dirigen al espectrómetro 168. Recordando que la interferencia entre los haces de muestra y de referencia en un sistema OCT depende del retraso relativo entre las trayectorias de muestra y de referencia, se puede ver que los diferentes retrasos impartidos a diferentes porciones del haz de referencia 122 por el reflector compuesto 110 en la posición de 'apertura' puede compensar los diferentes retrasos de los pequeños haces reflejados o dispersos desde estructuras o regiones a diferentes profundidades del ojo 108. En una realización particular, el reflector compuesto 110 está diseñado de tal forma que la diferencia de longitud de la trayectoria óptica 2 ■ A ■ n(A) aplicada a la primera y segunda porciones 138, 134 del haz de referencia 122 es sustancialmente igual a la diferencia de longitud de la trayectoria óptica entre pequeños haces de muestra 188, 184 que se reflejan o se dispersan desde la esclerótica anterior 106 por un lado y la retina 144 por el otro lado. En otras palabras, el reflector compuesto 110 puede diseñarse de manera que la separación axial A entre las superficies reflectantes 130, 132, y el índice de refracción n(A) del medio 128 en la longitud de onda de diseño A, proporcionan una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada que compensa sustancialmente la profundidad axial del ojo. Esto permite que varias estructuras o regiones del ojo separadas axialmente, es decir, estructuras o regiones a profundidades ópticas significativamente diferentes, sean medidas en un solo cuadro de una serie de sensores 2-D 178. Observamos que un reflector compuesto dado puede, por ejemplo, optimizarse para medir los ojos de adultos o niños.

El espectrómetro 168 es un espectrómetro reflectante compacto capaz de analizar una pluralidad de puntos de cuadrícula, haces o pequeños haces de luz simultáneamente, o al menos dentro de un solo cuadro de una serie de sensores 2-D 178, ya que están dispersos por un elemento dispersivo de longitud de onda en forma de rejilla transmisiva 170. En la realización ilustrada, el espectrómetro se utiliza para analizar una pluralidad de haces formados interfiriendo la pluralidad de pequeños haces de muestra de retorno 153 con el haz de referencia 122. En esta realización, debido a que los pequeños haces de muestra de retorno y el haz de referencia están polarizados ortogonalmente, la interferencia se produce cuando el polarizador analiza el estado de polarización. 158. En otras realizaciones, se puede usar un combinador de haz independiente de la polarización para interferir haces en el mismo estado de polarización que es bien conocido en la técnica. Después de entrar al espectrómetro 168 los haces interferidos son redirigidos por un PBS 180 a una lente 172 que colima los haces para su dispersión por la rejilla 170, seguido de un doble paso a través de una placa de cuarto de onda 174 a través del reflejo de un espejo 176 para rotar el estado de polarización en 90 grados. En combinación, la placa de cuarto de onda 174 y el espejo 176 formar un sistema de transformación de polarización, que en este caso efectúa una rotación de 90 grados. Los componentes espectrales dispersos de la luz reflejada son captados por la lente 172 en una serie de sensores 2-D 178 como una cámara CMOS después de pasar por un PBS 180. El interferograma detectado por la serie de sensores 2-D se lee en un solo cuadro para su posterior análisis por un ordenador 182 equipado con un código de programa legible por ordenador adecuado. El ordenador puede, por ejemplo, aplicar técnicas conocidas de transformada de Fourier para obtener una imagen con resolución de profundidad, es decir, una imagen tridimensional (3-D) del ojo 108. En realizaciones preferidas, la rejilla 170 está orientado con respecto a la cuadrícula de posiciones espaciales determinadas por la serie de lentillas 2-D 164 y la serie de apertura 2-D correspondiente 166 de tal forma que cada uno de los haces combinados que entran en el espectrómetro 168 se dispersa en un conjunto separado de píxeles de la serie de sensores 2-D 178, como se describe en la solicitud de patente estadounidense publicada n°. US 2016/0345820 A1 titulada 'Aparato y método de formación de imágenes ópticas de dominio espectral 3-D de alta resolución'.

En una realización preferida, el espectrómetro 168 está configurado de tal forma que cada uno de los haces combinados se dispersa en varios conjuntos paralelos de píxeles de la serie de sensores 2-D 178. Por ejemplo, la Figura 7A muestra en forma esquemática las proyecciones 702 de tres haces combinados dispersos en una porción 704 de una serie de sensores 2-D. Cada proyección se extiende a lo largo de varias filas de píxeles 706 en la dirección perpendicular al eje dispersivo 708, y generalmente tendrá un perfil de intensidad aproximadamente gaussiano 710 en esa dirección. En la dirección paralela al eje dispersivo 708 la proyección 702 de un haz combinado disperso tendrá un perfil de intensidad variable indicativo de las franjas de interferencia en ese haz. De forma importante, el perfil de intensidad de las franjas de interferencia se replicará en las varias filas de píxeles 706 de forma que, en ausencia de saturación, la lectura de cualquiera o todas las filas de píxeles relevantes producirá esencialmente la misma información. Sin embargo, el intervalo dinámico limitado de píxeles individuales, que está determinado por la cantidad de fotoelectrones que se pueden almacenar en cada píxel en un solo cuadro, puede resultar en la saturación de algunos píxeles. Esto puede ocurrir, por ejemplo, si algunos haces contienen reflejos especulares relativamente intensos, p. ej., de la córnea. Para demostrar este efecto, la Figura 7B muestra, para una proyección de haz representativa 702 en la Figura 7A, gráficos 712 y 714 de intensidad frente al número de píxeles para una fila central de píxeles 716 y una fila exterior de píxeles 718 respectivamente. Se puede ver que las franjas de interferencia 712 en la fila central de píxeles 716 se recortan a un valor máximo, aquí normalizado a 1, mientras que las franjas de interferencia 714 en la fila de píxeles exterior 718 permanecen insaturados. El efecto del recorte también se puede ver en la trama.720, que muestra la suma de las intensidades detectadas de las filas de píxeles central y exterior. Cambios repentinos en la intensidad detectada, tal como la transición 722 a un valor de intensidad constante en el gráfico 712 o el cambio brusco de pendiente 724 en el gráfico 720 dará lugar a la aparición de muchos componentes de frecuencia de orden superior en el dominio espectral, lo que puede manifestarse como un artefacto o raya en la exploración A correspondiente a ese haz. Esto se puede evitar utilizando los datos no recortados de las filas de píxeles exteriores.

Por ejemplo, el análisis puede limitarse a utilizar únicamente los datos de píxeles no recortados, o los datos de píxeles pueden procesarse de tal manera que sustituyan regiones de datos recortados 726 con los datos no recortados correspondientes 728, opcionalmente con alguna escala determinada a partir de regiones insaturadas, para producir un gráfico de intensidad corregida 730. Estos análisis modificados sacrifican por lo general la señal por ruido en pequeña medida, pero la reducción de artefactos permite una mejor estimación de un límite de superficie en una región de reflexión especular.

Esta técnica de reducción de artefactos se puede aplicar también en situaciones en las que el eje dispersivo 708 está en algún ángulo con respecto a las filas de píxeles en una serie de sensores 2-D, siempre que las proyecciones de haz 702 se extiendan a través de una pluralidad de píxeles en la dirección perpendicular al eje dispersivo 708. Para cada proyección de haz, todavía habrá al menos dos conjuntos de píxeles que se extienden paralelos al eje de dispersión que reciben la misma información de franja de interferencia pero a diferentes intensidades.

Cabe señalar que esta técnica de reducción de artefactos no se puede aplicar a aparatos OCT que obtienen datos de imagen resueltos espacialmente de una línea o área iluminada, p. ej., como en la patente estadounidense n.° 8.534.838, porque en estas situaciones el perfil de intensidad de un área de muestra determinada no se replica en varias filas o conjuntos de píxeles, aislado de los perfiles de intensidad correspondientes a otras áreas de muestra. Esto representa una ventaja de presentar datos de interferencia a una serie de sensores 2-D en forma de uno o más haces discretos, generados, por ejemplo, por la serie de lentillas 164 como se muestra en la Figura 1A.

Varias variaciones del aparato 100 que se muestran en la Figura 1A son posibles. Por ejemplo, la división y recombinación de la muestra y los haces de referencia. 150, 122 podría realizarse con un acoplador de fibra óptica o un divisor de haz no polarizador. El aparato podría adaptarse también para su uso con muestras transmisivas en lugar de muestras reflectantes como un ojo 108 utilizando el PBS 120 para dividir la fuente de luz 112 en los haces de muestra y referencia 150, 122, y un combinador de haces separado para recombinar los haces después de que el haz de muestra haya pasado a través de la muestra. También sería posible utilizar un reflector compuesto 110 con tres o más superficies reflectantes separadas axialmente, diseñado, por ejemplo, para una coincidencia precisa de la longitud de la trayectoria de la luz dispersada o reflejada desde la esclerótica anterior 106, la superficie anterior de la lente 102 y la retina 144. En otra variación, la serie 2-D de pequeños haces de muestra 152 podría generarse por un elemento de muestreo espacial en forma de máscara de apertura, una serie de espejos MEMS o un elemento óptico difractivo en lugar de una serie de lentillas 148. De forma similar, la serie de lentillas 164 antes del espectrómetro 168 podría reemplazarse por una máscara de apertura, una serie de espejos MEMS o un elemento óptico difractivo. En otra variación adicional, podría usarse un elemento de muestreo espacial en forma de una serie de lentillas 1-D o similar para generar una serie 1 -D de haces de muestra, aunque, en general, se prefiere una serie 2-D para obtener datos en un área más grande de una muestra en un solo cuadro.

Observamos que no es esencial que el aparato genere una serie de haces de muestra 152 para iluminar el ojo 108.

Es decir, las diversas partes del ojo podrían iluminarse como alternativa con el haz de muestra no estructurado 150.

Sin embargo, el uso de haces para iluminar y obtener datos de una pluralidad de puntos discretos en o sobre el ojo es ventajoso no solo para la mitigación de la saturación de píxeles como se describe con referencia a las Figuras 7A y 7B, sino también para lograr una relación señal/ruido adecuada para las estructuras del ojo que se dispersan débilmente, puesto que la luz de muestra se dirige a regiones discretas de mayor intensidad y la luz de retorno puede capturarse desde una apertura numérica más grande y así proporcionar una señal más fuerte. Como se ha mencionado anteriormente, también es beneficioso poder adaptar la serie de lentillas 148 u otro elemento de muestreo espacial para enfocar pequeños haces diferentes 152 a diferentes profundidades dentro del ojo.

La Figura 2A representa un diagrama de flujo de un método para construir una imagen compuesta o un tomograma compuesto de un ojo, utilizando el aparato 100 se muestra en la Figura 1A. En la etapa 202 el reflector compuesto 110 se mueve a la posición 'plana', como se muestra en la Figura 1B, y en la etapa 204 una región anterior de un ojo 108 se mide para proporcionar una primera imagen o tomografía, imagen A. Con referencia a la Figura 1A y el posicionamiento en el ojo de una serie 2-D de pequeños haces 152 que se muestra en la Figura 1C, para esta imagen A al menos algunos de los pequeños haces exteriores 188 miden una primera región de una superficie anterior del ojo, preferiblemente incluyendo parte de la esclerótica anterior 106, mientras que al menos algunos de los pequeños haces más centrales 184 miden una tercera región del ojo, incluida la córnea 146 o la superficie anterior de la lente 102 por ejemplo. En la etapa 206 el reflector compuesto 110 se mueve a la posición de 'apertura', como se muestra en la Figura 1A. En la etapa 208 una segunda imagen o tomografía, imagen B, se obtiene con al menos algunos de los pequeños haces exteriores 188 midiendo una segunda región de una superficie anterior del ojo, preferiblemente incluyendo parte de la esclerótica anterior 106, y al menos algunos de los pequeños haces más centrales 184 midiendo una cuarta, región más profunda del ojo, tal como la retina 144. Las respectivas regiones de la superficie anterior en las imágenes A y B deben superponerse al menos parcialmente. Como se muestra en la Figura 2C, esto significa que una primera región de la superficie anterior 201-A medida por ciertos pequeños haces 188-A en la imagen A debe superponerse al menos parcialmente con una segunda región de la superficie anterior 201-B medida por ciertos pequeños haces 188-B en la imagen B. Puede haber cierta superposición de los puntos discretos iluminados por haces individuales al adquirir las imágenes A y B, pero esto ciertamente no es esencial. En la etapa 210 la porción de la imagen B obtenida de la cuarta, región más profunda del ojo se ajusta en relación con la porción obtenida de la segunda, región anterior de acuerdo con el retraso diferencial 2 ■ A ■ n(A) impuesto sobre el haz de referencia 122 por el reflector compuesto 110. Después en la etapa 212 una imagen compuesta o tomografía compuesta, imagen C, se crea minimizando los errores de ajuste de las porciones anteriores superpuestas de las imágenes 'A' y 'B' al permitir una traslación o rotación relativa entre las dos imágenes, por ejemplo, utilizando una regresión localizada o un ajuste no paramétrico, registrando así los datos de la tercera y cuarta regiones del ojo. En la etapa 214 se toma una decisión sobre si se requieren mayores profundidades de imagen. Si es así, se coloca después otro reflector compuesto con un retraso diferencial mayor o menor en el brazo de referencia en la etapa 216, y el proceso vuelve a la etapa 208 para la adquisición y el cálculo de imágenes adicionales 'B' y 'C'. Como alternativa, se puede adquirir una pluralidad de imágenes 'B' con diferentes reflectores compuestos antes de que se calculen las imágenes 'C' compuestas. La mayoría, si no todas, la etapas en el diagrama de flujo de la Figura 2A serán realizadas en general por un ordenador 182 equipado con un código de programa legible por ordenador apropiado, aunque algunas de las etapas, como el movimiento del reflector compuesto 110 se pueden realizar manualmente.

La Figura 2B representa un diagrama de flujo de otro método para construir una imagen compuesta o tomograma compuesto de un ojo utilizando el aparato 100 de la Figura 1A, con el reflector compuesto 110 en la posición 'plana' como se muestra en la Figura 1B para que no haya retraso diferencial a través del haz de referencia 122. En la etapa 218 un primer tomograma de coherencia óptica o imagen de un ojo 108 se adquiere. Con referencia a la Figura 1A y el posicionamiento en el ojo de una serie 2-D de pequeños haces 152 que se muestra en la Figura 1C, este primer tomograma o imagen puede contener datos de una primera región de la esclerótica anterior 106, medidos por al menos algunos de los pequeños haces exteriores 188, y datos de una tercera región del ojo que incluyen, por ejemplo, una primera área de la superficie anterior de la lente 102, medidos por al menos algunos de los pequeños haces más centrales 184. En la etapa 220 el aparato 100 o el ojo 108 se ajusta, p. ej., moviendo un objetivo de fijación o girando el aparato alrededor del ojo, para que los pequeños haces 152 incidan en diferentes porciones del ojo, y la distancia entre el ojo y el aparato se ajusta opcionalmente en la etapa 221 para controlar la longitud de la trayectoria de la muestra. En la etapa 222 se adquiere un segundo tomograma o imagen de coherencia óptica. Este segundo tomograma o imagen puede contener datos de una segunda región de la esclerótica anterior 106 que se superpone al menos parcialmente con la primera región como se ha explicado anteriormente con referencia a la Figura 2C, y datos de una cuarta región del ojo que incluyen, por ejemplo, una segunda área de la superficie anterior de la lente 102. Finalmente en la etapa 224 el primer y segundo tomogramas se procesan para registrar las porciones superpuestas de la primera y segunda regiones de la esclerótica anterior 106, registrando así los datos de la tercera y cuarta regiones del ojo. El registro de las porciones superpuestas de la primera y segunda regiones de la esclerótica anterior 106 puede comprender, por ejemplo, una regresión localizada o un ajuste no paramétrico, para compensar la traslación o rotación relativa entre el primer y el segundo tomograma. Si se requieren datos de otras regiones del ojo, p. ej., de otras áreas de la superficie anterior de la lente 102, se pueden repetir después las etapas 220 a 224. Como alternativa, se pueden adquirir varios tomogramas o imágenes de varias regiones del ojo antes de que se registren utilizando datos de porciones superpuestas de la esclerótica anterior. De nuevo, la mayoría, si no todas, la etapas en el diagrama de flujo de la Figura 2B serán realizadas en general por un ordenador 182 equipado con un código de programa legible por ordenador apropiado.

El método que se muestra en el diagrama de flujo de la Figura 2B también se puede aplicar para medir la retina, con el reflector compuesto 110 en la posición de 'apertura' de modo que una primera porción 138 del haz de referencia 122 tiene una longitud de trayectoria más corta que una segunda porción 134. Con referencia a la Figura 1A y el posicionamiento en el ojo de una serie 2-D de pequeños haces 152 que se muestra en la Figura 1C, en este caso, al menos algunos de los pequeños haces más centrales 184 miden diferentes regiones de la retina 144 en el primer y segundo tomograma, que se pueden registrar registrando las porciones superpuestas de la esclerótica anterior medidas por al menos algunos de los pequeños haces exteriores 188. El retraso diferencial impuesto al haz de referencia 122 por el reflector compuesto 110 podría también ser beneficioso para obtener datos de otras partes relativamente profundas del ojo, tal como la superficie de la lente posterior 103, o incluso desde la superficie anterior de la lente 102 si la profundidad de campo del aparato 100 normalmente sería insuficiente.

Cada una de las imágenes o tomografías adquiridas en los métodos representados en la Figura 2A o la Figura 2B deben adquirirse en un período de tiempo suficientemente corto para que los efectos del movimiento ocular sean insignificantes, p. ej., en 2 milisegundos, más preferiblemente en 1 milisegundo. Incluso más preferiblemente, cada una de las imágenes o tomogramas se adquiere en 100 microsegundos para reducir el desvanecimiento de las franjas causadas por el movimiento de los ojos. El movimiento ocular que se produce entre la adquisición de las tomografías es menos crítico, ya que esto puede compensarse mediante el registro de las porciones anteriores superpuestas de las respectivas imágenes o tomogramas. Al compensar el efecto del movimiento del ojo, los efectos ópticos del ojo sobre los haces que se propagan dentro del ojo se pueden calcular de forma sencilla, como sería evidente para un experto en la técnica.

Hay una serie de ventajas en el uso de información de la esclerótica anterior 106, preferiblemente incluyendo el limbo 192, es decir, la interfaz entre la córnea 146 y la esclerótica, en vez de, digamos, la córnea, para registrar las distintas imágenes o tomogramas, p. ej., una imagen 'A' y una o más imágenes 'B', adquiridas de un ojo 108. Por ejemplo, la esclerótica anterior se dispersa más fuertemente que la córnea, proporcionando una señal más grande. Además, la forma de la esclerótica anterior a menudo proporciona características geométricas identificables más fuertes que la de la córnea, particularmente en el limbo 192, lo que mejora el registro rotacional de imágenes o tomografías. Se apreciará que debido a que la córnea 146 tiene solo una variación débil en la curvatura y es sustancialmente simétrica rotacionalmente, sería más difícil alinear imágenes o tomogramas rotacionalmente utilizando datos de haces de la córnea solamente. Para los fines de esta memoria descriptiva, el limbus 192 se considera parte de la esclerótica anterior 106.

A continuación describiremos algunos ejemplos de la construcción de una imagen compuesta o tomograma compuesto de un ojo utilizando el aparato de la Figura 1A con una fuente de banda ancha de (840 ± 30) nm 114 y una cámara CMOS 2-D 178. Ningún retraso diferencial a través del haz de referencia 122 fue requerido, puesto que la profundidad de campo del aparato era suficiente para el intervalo de interés en estos ejemplos, del ápice de la córnea 146 a la superficie posterior de la lente 103.

La Figura 8 muestra una 'exploración B' representativa muestreada de forma burda del segmento anterior de un ojo, en la que la córnea 146, el iris 191 y partes de la esclerótica anterior 106 se puede discernir. Esta imagen de exploración B consiste en una fila de 56 exploraciones A en un paso de 0,3 mm, extraídas de una cuadrícula muestreada de forma burda de pequeños haces de 18x56 capturados en un solo cuadro de la cámara CMOS. En este ejemplo, se construirá un volumen registrado a partir de un total de 144 de tales cuadros muestreados a una velocidad de 44 C/s. La cuadrícula de pequeños haces se escanea en un patrón con pasos de 25 pm, de tal forma que después de los 144 cuadros, cada pequeño haz ha cubierto un área de 0,3 mm x 0,3 mm y el área total cubierta por todas los pequeños haces es de 5,4 mm x 16,8 mm.

El registro de los 144 cuadros se consigue mediante la búsqueda de traslaciones y rotaciones adecuadas para cada cuadro. Para un registro preciso de los cuadros, preferimos utilizar una superficie de referencia que proporcione una señal relativamente fuerte y que tenga regiones de pendiente y extensión significativas. Teniendo en cuenta la mala relación señal-ruido (SNR) de una trama individual como es evidente en la Figura 8, se puede ver que las regiones esclerales anteriores 106 de aproximadamente 0 a 2,5 mm y de 14 a 16,5 mm a lo largo del eje x tienen una SNR y una pendiente relativamente altas que pueden aprovecharse para fines de registro. La metrología superficial final se obtiene a partir de la imagen del volumen registrado.

Cabe señalar que la 'superficie' utilizada para fines de registro puede no corresponder necesariamente a una interfaz real de o en el ojo, dependiendo de la interacción entre la luz de muestra y la interfaz en cuestión. A modo de ejemplo, la Figura 9A muestra un perfil de exploración A convencional 902 de la córnea, a una distancia de 0,6 mm del ápice, obtenido al alinear y promediar los exploraciones A en múltiples cuadros, mientras que la Figura 9B muestra un perfil de exploración A correspondiente 904 obtenido de la esclerótica anterior. De estos perfiles, ambos de los que se obtuvieron utilizando (840 ± 30) nm de luz, queda claro que aunque un filtro de borde tradicional puede ser aplicable para detectar cualquiera de las transiciones claramente definidas 906, 908 que corresponden a las superficies corneales anterior y posterior, sería menos adecuado detectar el borde menos claramente definido 910 del perfil de exploración A escleral 904. Se apreciará entonces que el término "superficie" debe interpretarse como una región de profundidad próxima a una interfaz física. Para el ejemplo específico del perfil de exploración A escleral 904 mostrado en la Figura 9B, esta región de profundidad es de aproximadamente ± 0,2 mm, pero podría ser más grande, por ejemplo, hasta ± 1 mm alrededor de una interfaz física. En lugar de utilizar un filtro de borde para determinar la superficie escleral, es preferible utilizar un filtro que se adapte mejor a la forma de un perfil de exploración A escleral convencional, tal como la plantilla de filtro 912 que se muestra en la Figura 9C obtenida de promediar un número de exploraciones A esclerales. Esta plantilla de filtro 912 se aplica a las exploraciones A correspondientes a los haces en la región escleral, cuyas posiciones de la cuadrícula 1002 se muestran esquemáticamente a cada lado de la córnea 146 en la Figura 10. La altura de la superficie para cada exploración A se determina a partir del pico de la señal filtrada. Observamos que, en este caso, la superficie escleral utilizada para el registro no es simplemente un desplazamiento de la interfaz aire/película lagrimal, pero depende del perfil de volumen de la superficie.

Se puede obtener una superficie de referencia inicial aproximada a partir de un solo cuadro, y se puede aprovechar el pequeño intervalo de exploración para linealizar la relación entre el cambio en las alturas de la superficie y los vectores de traslación y rotación. Las soluciones Ax, Ay, Az, A9x, A9y y A9z se pueden encontrar después a partir de un enfoque de mínimos cuadrados eficiente en donde las entradas son el gradiente de la superficie de referencia y la altura de la superficie de cada cuadro, la altura y el gradiente se evalúan para todas las exploraciones A esclerales. El coste computacional relativamente bajo de este enfoque linealizado permite una segunda iteración si se requiere una mayor precisión, en donde la salida de la primera iteración se usa como la superficie de registro de referencia para la segunda. De forma adicional, los resultados de la primera etapa de registro pueden usarse para proporcionar una ventana axial a fin de minimizar la posibilidad de que se seleccionen valores atípicos para la segunda etapa de detección de superficie. El cálculo de registro normalmente produce un conjunto de datos de 'volumen promediado' donde los datos de volumen escaso correspondientes al parámetro medido se agrupan en un vóxel, o se distribuyen en varios vóxeles, y al vóxel resultante se le dan valores que son el promedio o el promedio ponderado de las contribuciones a cada contenedor.

A los efectos de este ejemplo, hemos restringido el registro a la traducción únicamente, utilizando datos de la esclerótica anterior. Los vectores de traducción resultantes se ilustran en la Figura 11, con el patrón periódico de amplitud ~0,3 mm en los ejes x e y reflejando la combinación del patrón de exploración con el movimiento del ojo durante el exploración. En general, encontramos hasta 1 mm/s de movimiento del sujeto, y en el ejemplo que se muestra, el movimiento axial como se muestra en el gráfico Az es del orden de 0,1 mm sobre los ~3 s necesarios para capturar 144 cuadros a 44 c/s.

La Figura 12 muestra una exploración B del ojo de muestra extraído de un conjunto de datos promediados en volumen obtenido de los 144 cuadros registrados. Esta imagen muestra varias estructuras oculares con excelente claridad en comparación con los cuadros individuales, de los que la Figura 8 es representativa, incluida la interfaz de película de lágrima de aire 1202, la superficie posterior del iris 1204 y la superficie anterior de la lente 102. Con el uso de un filtro adecuado para identificarlo, la interfaz de película de lágrima de aire 1202 pueden identificarse y los datos de curvatura corneal pueden obtenerse con un buen acuerdo con las técnicas convencionales.

En un segundo ejemplo, la Figura 13A muestra un exploración B de la lente con muestras gruesas extraídas de un solo cuadro de exploraciones A de 18x56 en un paso de 0,3 mm, similar a la Figura 8. Como en el ejemplo anterior, la región escleral anterior 106 se utiliza para el registro de un total de 144 cuadros. En la Figura 13B se presenta un barrido B extraído de los cuadros registrados promediados en volumen, mostrando claramente las superficies de la lente anterior y posterior 102, 103. Al calcular esta imagen, la referencia escleral anterior proporcionó información de registro. La Figura 14 es una exploración B promediada en volumen que muestra tanto la córnea 146 y lente 140 obtenido mediante el registro adicional de una segunda medición de volumen promediado de la región corneal, adquirido con la posición del instrumento varió en relación con el ojo para enfocar a una profundidad diferente. En este caso, el registro de las imágenes de la lente y la córnea promediadas en volumen se basa en las regiones esclerales anteriores comunes de los dos conjuntos de datos. Observamos que como alternativa, el registro de la articulación de la córnea y el cristalino se puede lograr registrando los cuadros individuales de la córnea y del cristalino con respecto a una superficie de referencia escleral común antes de promediar el volumen. De forma importante, el registro conjunto de la región escleral permite obtener una imagen compuesta de amplio intervalo de profundidad mientras se mantiene la precisión de la medición, a pesar de un importante movimiento de pacientes entre adquisiciones. Observamos que las exploraciones B promediadas en volumen que se muestran en las Figuras 12, 13B y 14 son imágenes sin procesar, es decir, antes de la calibración y corrección de la refracción utilizando técnicas conocidas en la técnica.

En el aparato OCT 100 mostrado en la Figura 1A, la información de todas las partes del ojo 108 a la que se accede por la serie de pequeños haces 152 es recogida simultáneamente por la serie de sensores 2-D 178. Sin embargo, esto puede dar como resultado que los haces exteriores tengan menos intensidad que los haces más centrales debido al perfil de intensidad aproximadamente gaussiano o lambertiano de muchas fuentes de luz. La Figura 3 muestra en vista esquemática oblicua un sistema de iluminación alternativo 300 para crear una iluminación más uniforme en un área extendida que la combinación básica de un diodo superluminiscente (SLD) 114 y lente 116 se muestra en la Figura 1A. La luz 112 desde un SLD 114 está enfocado por un espejo parabólico 302 y una lente 116 en un espejo MEMS 304 que puede escanear durante un solo cuadro de adquisición de una serie de sensores 2-D que se utiliza para adquirir una imagen OCT o un tomograma. El haz 306 producido por el SLD 114, espejo parabólico 302 y lente 116, que suele ser muy elíptica, puede ser manipulado 312 en un haz efectivo de la forma deseada 308, p. ej., para que coincida con la forma de una serie de lentillas 2-D, mediante tramado angular de alta velocidad 314 del espejo MEMs 304 en una dimensión (eje x o eje y) o dos dimensiones (ejes x e y) antes de la colimación en una segunda lente 310.

La operación del aparato OCT procede como se describió previamente con referencia a la Figura 1A, incluyendo muestreo espacial de la luz de muestra con una serie de lentillas 2-D 148 o similar, excepto que los grupos de pequeños haces que contienen información de diferentes secciones laterales del ojo 108 inciden secuencialmente en la serie de sensores 2-D 178. Puesto que la exploración 314 del espejo MEMS 304 es rápida en comparación con el movimiento de los ojos, la visibilidad marginal del patrón de interferencia o la estabilidad de las imágenes instantáneas de un solo cuadro adquiridas por la serie de sensores 2-D 178 no se verá afectado por el movimiento de los ojos. Es decir, todavía se pueden adquirir imágenes o tomografías individuales en un período de tiempo suficientemente corto para que los efectos del movimiento ocular sean insignificantes.

Aunque desde la perspectiva de la metrología es una técnica de 'instantánea', equivalente a un obturador global, se prefiere capturar una imagen completa o un tomograma simultáneamente, no es esencial. El uso de un espejo de exploración 304 es análogo a un obturador rodante en una cámara, y siempre que se mantengan ciertos criterios, esto puede mejorar la señal a ruido de una imagen o tomograma, así como la uniformidad de la señal a ruido en el campo de visión. Para lograr esta mejora manteniéndonos dentro de ciertos límites predeterminados podemos definir un tiempo t que representa el límite de tiempo para garantizar que se mantenga la estabilidad de fase de un interferograma. Normalmente, un valor de alrededor de 100 microsegundos para t es adecuado para un paciente que se fija en un objetivo, correspondiente a movimientos axiales de menos de un cuarto de longitud de onda (normalmente de aproximadamente 0,2 pm), y es el límite de tiempo de exposición para cualquier haz individual a medida que el espejo MEMS 304 escanea la fuente de luz 112 sobre la serie de lentillas asociada (no mostrada en la Figura 3). Un segundo período de tiempo T se puede definir como el tiempo de exposición del cuadro, que para la metrología ocular normalmente puede ser de alrededor de un milisegundo sin degradar significativamente la calidad de la metrología. Después se prefiere igualar la anchura X del haz de exploración 306 a la anchura del cuadro X de tal forma que x/X sea aproximadamente equivalente a t/T para mejorar la relación señal/ruido sin degradar la precisión de la medición más allá de un nivel predeterminado. Se pueden incluir pares de prismas anamórficos o lentes cilíndricos en el sistema de iluminación 300 si es requerido, para el control independiente de la anchura x y la altura y del haz 306 producido por el SLD 114, espejo parabólico 302 y lente 116.

Volviendo a la Figura 1A, se apreciará que cuando la córnea 146 de un ojo normal no acomodado 108 está iluminado por un serie de pequeños haces de luz paralelos 152 como se muestra, la luz de todos los pequeños haces que entran en la pupila 186 será recibida en una sola área 190 de la retina 144 con diámetro correspondiente al doble de la apertura numérica de los pequeños haces multiplicado por la distancia focal del ojo. Estos pequeños haces interfieren entre sí, creando así una iluminación estructurada de la retina, pero es difícil extraer mucha información resuelta lateralmente. En consecuencia, la porción retiniana de una imagen obtenida es en gran medida solo un promedio de la estructura en esa área 190. Esta medición se puede repetir para diferentes ángulos de incidencia, permitiendo que la longitud axial del ojo se mida con precisión en un intervalo extendido de la retina haciendo que el paciente siga un objetivo de fijación móvil o girando el aparato 100 con respecto al ojo 108. El proceso general, que proporciona información sobre la forma total del ojo, se muestra en el diagrama de flujo que se muestra en la Figura 6. En la etapa 602 el reflector compuesto 110 se mueve a la posición de 'apertura', y en la etapa 604 dos o más imágenes o tomografías de un ojo 108 se miden en diferentes ángulos de incidencia, p. ej., moviendo un objetivo de fijación o girando el aparato 100 con respecto al ojo. Con referencia a las Figuras 1A y 1C, cada imagen o tomograma contiene datos de una superficie anterior del ojo, preferiblemente incluyendo la esclerótica anterior 106, proporcionados por al menos algunos de los pequeños haces exteriores 188, y datos de un área localizada 190 de la retina 144 proporcionados por al menos algunos de los pequeños haces más centrales 184. Los datos de la superficie anterior respectivos deben superponerse al menos parcialmente, como se ha explicado anteriormente con referencia a la Figura 2C. En la etapa 606 la porción retiniana de cada imagen o tomograma se ajusta con respecto a la porción de la superficie anterior de acuerdo con el retraso diferencial 2 ■ A ■ n(A) impuesto sobre el haz de referencia 122 por el reflector compuesto 110. Finalmente en la etapa 608 las porciones retinianas de las dos o más imágenes o tomogramas se registran utilizando las porciones superpuestas de los datos esclerales anteriores respectivos. La mayoría, si no todas, la etapas en el diagrama de flujo de la Figura 6 serán realizadas en general por un ordenador 182 equipado con un código de programa legible por ordenador apropiado. El proceso que se muestra en la Figura 6 puede proporcionar metrología útil en distintas ubicaciones, p. ej., para proporcionar información sobre la forma total del ojo, aunque puede llevar mucho tiempo en un entorno clínico.

Sin embargo, se demostrará que al insertar una lente adicional antes del ojo, o mediante la modificación adecuada de la óptica del relé del brazo de muestra, el sistema óptico de formación de imágenes que se muestra en la Figura 1A se puede modificar para entregar una serie de pequeños haces dispersos angularmente que se enfocarán en la retina sobre una cuadrícula de puntos discretos que se pueden medir simultáneamente, o al menos en un solo cuadro de una serie de sensores. Esto se puede usar para obtener imágenes de áreas extendidas de la retina al difuminar la posición de la serie de pequeños haces, p. ej., utilizando un espejo MEMS en la óptica del relé del brazo de muestra. Para ir más allá y crear una metrología precisa de la forma del ojo, ya que puede ser importante en aplicaciones como el diagnóstico y el seguimiento de la progresión de la miopía, es necesario ir más allá de las imágenes para determinar la longitud axial con precisión en diferentes posiciones de la retina utilizando haces de iluminación en diferentes ángulos. Para hacerlo, esta medición debe estar referenciada a la posición del instrumento de medición con respecto al ojo, como se describe más adelante. También requiere conocer la forma de la córnea y las capas posteriores del ojo, que se puede medir utilizando el aparato y las técnicas descritos anteriormente con referencia a la Figura 1A.

Por consiguiente, la Figura 4 muestra en forma esquemática una modificación de la óptica del relé del brazo de muestra del aparato mostrado en la Figura 1A, para proporcionar un aparato OCT de dominio espectral de acuerdo con una segunda realización de la invención. Como en la Figura 1A, un haz de muestra 150 emergiendo de un PBS 120 y un plato de cuarto de onda 156 (no se muestra en la Figura 4) se transmite a través de un elemento de muestreo espacial en forma de una serie de lentillas 2-D 148 para formar una serie de pequeños haces paralelos 152. En ciertas realizaciones, los pequeños haces forman una serie uniforme, mientras que en otras realizaciones pueden tener diferentes tamaños de cintura dependiendo de sus posiciones dentro de la serie, determinado por las propiedades de las lentillas en la serie de lentillas 148, en particular la distancia focal. La serie de pequeños haces 152 encuentra después un sistema de relés 400 que es significativamente diferente del sistema de lentes 4F 154 de la Figura 1A. En esta segunda realización, el sistema de relés 400 comprende una lente convencional 402 con distancia focal F, un espejo MEMS 404 para difuminar la posición a los ojos del televisor 412 de haces de luz dispersos angularmente, y una lente compuesta 406 que tiene dos partes 408, 414 con distintas distancias focales para actuar sobre diferentes subconjuntos de pequeños haces 410, 416. Para simplificar la ilustración, el espejo MEMS 404 se muestra como transmisivo en lugar de reflectante. En determinadas realizaciones, la lente compuesta 406 es una estructura unitaria con partes diferenciadas 408, 414 como se muestra, fabricada, por ejemplo, mediante torneado de diamantes replicado. Como alternativa, podría comprender dos o más lentes ubicadas adyacentes entre sí para proporcionar una lente de elementos múltiples diseñada para reducir las aberraciones de tanto los pequeños haces centrales. 416 como de los pequeños haces periféricos 410. En realizaciones preferidas, el aparato incluye un mecanismo para intercambiar la lente compuesta 406, como un soporte de montaje de lentes o una rueda de lentes. Las lentes compuestas de repuesto podrían, por ejemplo, tener diferentes pares de distancias focales, diferentes tamaños relativos de las distintas partes 408, 414, o más de dos partes distintas. En todavía otra variación, la lente compuesta podría ser reemplazada por una lente convencional, preferiblemente a juego con la lente 402 para proporcionar un sistema de relés 4F 154 como se muestra en el aparato de la Figura 1A. Esto ofrece un medio de bajo coste para proporcionar un instrumento que además es capaz de operar en esa configuración, optimizado para medir estructuras oculares anteriores.

Una parte exterior 408 de la lente compuesta 406 transmite un subconjunto periférico 410 del conjunto disperso angularmente 412 de pequeños haces en el segmento anterior 142 del ojo 108, preferiblemente incluyendo parte de la esclerótica anterior 106. En este ejemplo particular, la parte exterior 408 de la lente compuesta tiene distancia focal F, igual al de la primera lente 402, para proporcionar un sistema de relés telecéntrico sin aumento con los pequeños haces periféricos 410 propagándose en paralelo. Las realizaciones alternativas con aumento no unitario o imágenes no telecéntricas, p. ej., mediante la inclusión de una cuña óptica, pueden proporcionar un conjunto divergente o convergente de pequeños haces periféricos. De todas formas, los pequeños haces periféricos transmitidos permiten la adquisición de información de una cuadrícula de puntos en o sobre el segmento anterior 142, preferiblemente incluyendo parte de la esclerótica anterior 106.

La distancia focal de la parte interior 414 de la lente compuesta 406, en este ejemplo F/2, se elige para volver a crear una imagen de un subconjunto central 416 de los pequeños haces dispersos angularmente 412 en la retina 144. Un intervalo de distancias focales para la parte interior 414 de la lente compuesta logrará esto, con la opción de F/2 que proporciona una imagen invertida 418 de los pequeños haces centrales 416 desde el espejo difuminado MEMS 404 que se posiciona a una distancia F de la lente compuesta 406. Esta imagen invertida 418 podría estar dentro o fuera del segmento anterior 142, siempre que una proporción significativa de los pequeños haces centrales 416 se transmiten a través de la pupila 186 y se transmitan a la retina 144. La potencia óptica del ojo 108 transforma los pequeños haces angularmente dispersos, de área relativamente grande 416 en una serie espacialmente dispersa 422 de pequeños haces más enfocados en la retina. El espejo MEMS 404 difumina simultáneamente las posiciones tanto de la serie de pequeños haces centrales 422 en la retina 144 como de los pequeños haces periféricos 410 en el frente del ojo 108, con los pequeños haces periféricos proporcionando una referencia para registrar las medidas de formación de imágenes retinianas de los pequeños haces centrales como se ha explicado anteriormente.

Se apreciará que un aparato OCT modificado de la forma que se muestra en la Figura 4 es ventajoso para obtener imágenes de resolución lateral de un área extendida de la retina 144. Además, puede proporcionar mediciones oculares útiles para rastrear la progresión de la miopía en pacientes y para monitorear la eficacia de los tratamientos utilizados para influir en la progresión. De forma ventajosa, la óptica modificada 400 del relé del brazo de muestra permite el registro casi simultáneo de toda la serie de pequeños haces 2-D 152. Un subconjunto de pequeños haces 410, que puede ser, por ejemplo., paralelos o convergentes, incide en el segmento anterior 142 del ojo, preferiblemente incluyendo la esclerótica anterior 106, para proporcionar el registro de los datos obtenidos con un segundo, subconjunto angularmente disperso de pequeños haces 416 que pasan por la pupila 186 y se mapean utilizando la potencia óptica del ojo en una región 422 de la retina 144. De forma importante, esta configuración puede proporcionar también pequeños haces de pequeño diámetro incidentes tanto en la región corneal o escleral por un lado, como en la retina por el otro. Por ejemplo, la óptica del relé puede diseñarse de modo que tanto para las áreas escleral como retiniana, los haces tengan un diámetro inferior a 50 gm. Los pequeños haces más pequeños en la retina proporcionarán imágenes de la retina de mayor resolución, pero con profundidad de enfoque reducida. En general, se proporciona un compromiso entre estos dos factores empleando un diámetro de haz de entre 5 y 20 gm en la retina.

La Figura 5A muestra en forma esquemática una modificación de la óptica del brazo de muestra del aparato 100 mostrado en la Figura 1A, para proporcionar un aparato OCT de dominio espectral de acuerdo con una tercera realización de la invención. Esta modificación, que también se puede aplicar a la óptica del brazo de muestra que se muestra en la Figura 4, introduce una apertura mejorada en el extremo frontal del brazo de muestra para proporcionar un mejor aislamiento de los pequeños haces de muestra de retorno. Como se explicará, esta apertura mejorada suprime la diafonía entre los pequeños haces de muestra de retorno, en particular, suprimiendo el paso de reflejos especulares de alta intensidad fuera del eje. Un frente de onda 500 en el brazo de muestra se dirige hacia un elemento de muestreo espacial en forma de una serie de lentillas 2-D 148 que forma una serie de pequeños haces con cinturas 502 que pasan a través de una partición de apertura estructurada 504 con una dimensión de apertura comparable a la cintura del haz o al primer anillo de Rayleigh. Los pequeños haces son después transmitidos por una segunda serie de lentillas 2D 506 para proporcionar cinturas de haz efectivas 508 que puede estar delante o detrás de la segunda serie de lentillas 506 por elección de la separación entre las series de lentillas 148, 506 y la distancia focal de la segunda serie de lentillas. En algunos casos, las distancias focales de las lentillas individuales en la segunda serie de lentillas 506 se puede adaptar para que las cinturas efectivas de los pequeños haces varíen significativamente, p. ej., sean apropiadas para las porciones de un ojo que están siendo muestreadas por los varios pequeños haces. Un sistema de relés 4F 154 es provisto para transmitir el haz efectivo de cinturas hacia un ojo de muestra 108. Este sistema de relés 4F se puede diseñar de manera que el tamaño de los puntos de muestreo 510 en el ojo iluminado por los haces es significativamente menor que la separación entre los mismos. Cuando un pequeño haz se transmite a un punto de muestreo 510 en la córnea 146 producirá por lo general, además de una señal dispersa contrapropagada 512, una señal reflejada especular 514 que normalmente estará fuera del eje, es decir, sin contrapropagación. Este reflejo especular 514 será por lo general mucho más fuerte que la señal dispersa 512 y tendrá el potencial de inundar tanto esta señal como las señales 516 dispersas desde puntos de muestreo vecinos 510 si no se tiene cuidado de evitar la diafonía en los pequeños haces de retorno 518 a medida que se transmiten al sistema de detección. La luz reflejada especular 514 es transferido por el sistema de relés 4F 154 a una posición 520 cerca de la cintura efectiva correspondiente 508 del pequeño haz, y debido a su trayectoria en ángulo, podría dirigirse a una lentilla vecina para interferir con su débil señal dispersa 518. Tal diafonía podría crear un error en la identificación de una interfaz u otra superficie ocular.

Como se muestra en la ampliación de la Figura 5B, la partición de apertura estructurada 504 comprende un primer miembro 522 que tiene una pluralidad de aberturas 524 para hacer pasar pequeños haces 512, 516, 518 en el eje que retornan del ojo. Este miembro 522 bloqueará una fracción significativa de la reflexión especular fuera del eje 520 porque la refracción en la segunda serie de lentillas 506 tenderá a dirigirlo lejos de las aberturas 524. Sin embargo, un pequeño haz reflejado especular 520 todavía puede cortar el borde de una abertura 524, causando la difracción de parte de la luz reflejada especular en un intervalo de ángulos 526, potencialmente para ser recogido por lentillas vecinas 528 en la primera serie de lentillas 148. Para evitar esto, la partición de apertura estructurada 504 incluye preferiblemente un segundo miembro 530 que se extiende sustancialmente en paralelo a la dirección de propagación de los pequeños haces 512, 516, 518 en el eje para suprimir el paso de luz fuera del eje, como los reflejos especulares 514, 520. Este segundo miembro 530, que se extiende preferiblemente hacia la primera serie de lentillas 148, proporciona supresión de diafonía adicional, permitiendo que las señales débiles de retrodispersión 512, 516, 518 sean detectada e interpretadas con mayor precisión.

La partición de apertura estructurada 504 puede, Por ejemplo, fabricarse mediante perforaciones con láser 524 en una placa fina para proporcionar el primer miembro 522, con el segundo miembro 530 siempre que se adhiera a la placa una celosía alveolar o similar, con un tamaño de celosía compatible con la separación de las lentillas en la primera serie de lentillas 148.

Se han descrito anteriormente varios métodos para crear imágenes de volumen o tomogramas de un ojo registrando una pluralidad de imágenes o tomogramas de OCT 3-D juntos para construir una imagen compuesta, basándose, por ejemplo, en datos de una superficie escleral. Un problema de metrología adicional que deseamos resolver es poder proporcionar un modelo 3-D de la forma de un ojo, incluida la retina, en donde se puede confiar en la curvatura y la forma de la retina, no solo la continuidad de la imagen como es el caso en la mayoría de las mediciones de OCT. Como se ha mencionado anteriormente, una dificultad adicional para usar OCT para medir la forma del ojo es que la curvatura aparente de la retina está influenciada por la posición del instrumento OCT en relación con el ojo. Para resolver este problema, además, confiamos en la información de la posición relativa del ojo al instrumento medida por una medición de OCT, junto con el conocimiento de cada una de las superficies ópticas del ojo determinadas por OCT, para permitir una reconstrucción precisa de la forma de la superficie posterior del ojo. La reconstrucción puede basarse en:

(i) Simulaciones completas de trazado de rayos u otras simulaciones de propagación de haces utilizando parámetros determinados a partir de una medición o correcciones del segmento anterior, en donde el trazado de rayos u otro modelo óptico proporciona una calibración entre la medición del segmento anterior y los haces convergentes de la medición retiniana, junto con una calibración de los retrasos relativos de la muestra y los haces de referencia; o

(ii) El uso de un conjunto limitado de parámetros que definen la posición del instrumento en relación con el ojo, digamos x, y, z y 0, para crear una modificación de curvatura calculada en la imagen de la retina, obtenidos mediante una fórmula que da cuenta de las trayectorias ópticas relativas de los haces a través del ojo.

En ambos casos se prefiere, pero no es necesario, que la información posicional del instrumento relativa al ojo se adquiera simultáneamente con las imágenes retinianas.

También hemos encontrado que la superficie posterior del iris 1204, claramente visible en la Figura 12, por ejemplo, proporciona una superficie relativamente lisa y bien definida que, en ciertos casos, puede ser una superficie de referencia apropiada para registrar una pluralidad de cuadros o imágenes OCT. Sin embargo, en tales casos, cuando se utiliza una superficie interior como referencia, en lugar de una superficie exterior como la esclerótica anterior, la posición absoluta del ojo debe calcularse teniendo en cuenta las refracciones ópticas que se han producido antes de esa superficie interior de forma autoconsistente.

En ciertas realizaciones, un modelo óptico completo de la parte frontal del ojo, p. ej., topografía corneal anterior y posterior, se habrá generado previamente con el instrumento en un modo de adquisición diferente y potencialmente utilizando un retraso y/o posición del instrumento diferente.

La Figura 15 ilustra esquemáticamente un ejemplo simulado simplificado del caso (ii) anterior, es decir, de utilizar la óptica geométrica clásica para determinar la forma aparente o real de la retina en función de la posición del instrumento, representado como ángulo desde el ápice corneal. Las líneas continuas 1502A y 1502B mostrar la distancia medida en mm a la retina, en relación con una interfaz específica que se puede determinar a partir de las exploraciones A, para dos posiciones de instrumentos axiales diferentes. Estas líneas representan la forma retiniana aparente para las diferentes posiciones axiales de los instrumentos. Las dobles líneas 1504A y 1504B corresponden a la forma aparente de una superficie retiniana perfectamente esférica de radio R, determinada a partir de las propiedades medidas del segmento anterior del ojo. Las líneas punteadas 1506A y 1506B ahora muestre la forma calculada de la retina en relación con la esfera de radio R. La ubicación de la fóvea se ilustra esquemáticamente por el buzamiento 1508 en forma de retina. Se puede ver que la forma calculada de la retina con respecto a la esfera de radio R es independiente de la posición axial del instrumento con respecto al ojo, demostrando la corrección de la forma aparente de la retina. Aunque por simplicidad el ejemplo solo muestra aquí una variación de la posición axial del instrumento, en este caso de aproximadamente 8 mm, la orientación angular y la posición lateral del instrumento con respecto al ojo pueden tenerse en cuenta de una manera similar para asegurar que se pueda adquirir una medición repetible y precisa de la forma de la retina.

Como ejemplo del caso (i) anterior, la Figura 16 muestra un término de corrección 1602 para la profundidad axial, para una posición angular particular en el ojo, calculada utilizando un algoritmo de trazado de rayos. En este gráfico, el eje x representa la posición del ojo, es decir, distancia relativa desde el plano corneal de diseño en mm, mientras que el eje y representa la diferencia máxima en la longitud de la trayectoria óptica, en mm, entre un pequeño haz en el eje y un pequeño haz fuera del eje. La corrección se determina basándose en los parámetros medidos del segmento anterior del ojo y la posición relativa del ojo al instrumento, con una configuración de lente adecuada para medir la retina en su lugar.

La Figura 17 representa un diagrama de flujo para la determinación de una medida mejorada de la forma del ojo de acuerdo con una realización preferida, con corrección de la influencia de la posición del instrumento con respecto al ojo. En la etapa 1702 el segmento anterior de un ojo de muestra, junto con la profundidad axial a la fóvea, se miden en una primera adquisición, utilizando un aparato OCT con un primer relé óptico como el sistema de lentes 4F 154 que se muestra en el brazo de muestra de la Figura 1A. Preferiblemente, la profundidad axial se mide hasta el epitelio pigmentario de la retina (EPR) en la fóvea. Las propiedades refractivas del segmento anterior del ojo se calculan después en la etapa 1704, a partir de los datos obtenidos en la primera adquisición. En la etapa 1706 se captura una imagen retiniana del ojo sobre una cuadrícula de puntos en una segunda adquisición, utilizando un segundo relé óptico como el sistema de relés 400 mostrado en la Figura 4, que está calibrado con relación al primer relé óptico. Esto permite que las posiciones relativas axiales y angulares de la primera y segunda adquisiciones se determinen en la etapa 1708. Finalmente en la etapa 1710 se determina la forma retiniana corregida, por ejemplo., basándose en una fórmula de corrección como se discutió en la Figura 15 o mediante el uso de un trazado de rayos u otro modelo óptico para la propagación de haces como se ha descrito en la Figura 16. Observamos que la profundidad axial del ojo medida en la etapa 1702 no necesariamente tiene que ser la profundidad de la fóvea, pero es conveniente alinearla con la fóvea utilizando un objetivo de fijación. La fóvea se puede identificar también a partir de la imagen retiniana capturada en la etapa 1706.

Aunque en la discusión anterior hemos descrito la metrología y la tomografía con registro de datos retinianos u otros datos oculares internos utilizando datos de una superficie anterior del ojo, tal como la esclerótica anterior o la superficie posterior del iris, es posible que en un sistema con hardware simplificado solo se disponga de datos retinianos. Por ejemplo, puede que no haya puntos de registro proporcionados por los pequeños haces periféricos 410 como se muestra en la Figura 4. En este caso, podemos confiar en la morfología del ojo para proporcionar un marcador adicional para la identificación de la posición axial. Si solo tenemos las longitudes axiales en función de la extensión angular de los pequeños haces, p. ej., desde las posiciones en la retina 422 de pequeños haces centrales 416 como se muestra en la Figura 4, pero había adquirido previamente un segmento anterior completo y la longitud foveal, eso será suficiente en muchos casos para definir el problema y corregir las longitudes axiales para la posición del instrumento. Se conocería la distancia entre el instrumento y el ojo, pero sin el contenido angular, la corrección puede no ser sencilla. Sin embargo, con la identificación de la fóvea, la corrección es posible, a través de la morfología del ojo, sin necesidad de registro adicional. Esta solución es susceptible de cambios de acomodación, aunque hay casos en los que esto se puede controlar bien, p. ej., con dilatación de la pupila o un objetivo de fijación. En este caso, con los pequeños haces retinianos 416 creando una amplia, cuadrícula densa de puntos de exploración 422 en la retina 144, es posible lograr el registro de cada uno de los puntos de la cuadrícula basándose únicamente en la forma del ojo. Por ejemplo, para un ojo con una profundidad foveal determinada, podemos predecir la forma aparente de una supuesta superficie retiniana esférica. Las desviaciones de esa forma predicha representan la variación de la forma real del ojo, que es una función lo suficientemente suave con suficientes características para permitir que cada cuadrícula de instantáneas esté alineada. Para un instrumento de bajo coste que usa un relé 4F 154 con lentes de distancia focal única en la óptica del brazo de muestra para mediciones anteriores y retinianas, y potencialmente sin requerir un elemento de retraso de múltiples longitudes, como un reflector compuesto 110, esta es una alternativa atractiva. La ubicación de la fóvea se puede determinar mediante la identificación del buzamiento foveal en el mapeo de profundidad, como se muestra en la Figura 15, por ejemplo, o mediante el uso de una cámara retiniana integrada que se registra angularmente en el instrumento OCT.

En el aparato de tomografía de coherencia óptica que se muestra en la Figura 1A, un elemento de retraso de longitudes múltiples en forma de reflector compuesto 110 se encuentra en el brazo de referencia, para imponer una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en porciones separadas lateralmente 134, 138 del haz de referencia 122. Esto permite la adquisición de datos interferométricos de un solo disparo de un número de regiones separadas axialmente de una muestra, tal como un ojo, extendiendo así la profundidad de campo del aparato. Se puede lograr un efecto similar con un elemento transmisivo ubicado en el brazo de muestra, con el interferómetro configurado de modo que el haz de muestra pase a través del elemento antes y después de interactuar con una muestra, o solo antes o solo después de interactuar con una muestra.

La Figura 18A representa esquemáticamente un elemento de retraso transmisivo de longitudes múltiples 1800 compuesto por una pieza de vidrio u otro material transparente de índice de refracción n(A) y teniendo una primera, sección exterior 1802 que es más gruesa que una segunda, sección interior 1804 en una cantidad A. Si la luz en un haz de muestra 150 pasa a través del elemento 1800 tanto antes como después de interactuar con una muestra, como lo haría cuando el elemento está ubicado en el brazo de muestra del aparato OCT ocular que se muestra en la Figura 1A, una primera, porción exterior 1806 del haz de muestra recibirá un retraso mayor que el retraso recibido por una segunda, porción interior 1808 por una cantidad igual a 2 ■ A ■ n(A). Este es un efecto equivalente al proporcionado por el reflector compuesto del brazo de referencia. 110 mostrado en la Figura 1A, permitiendo, por ejemplo., la adquisición de un solo disparo de datos interferométricos de la esclerótica anterior 106 y la retina 144 utilizando las porciones exterior e interior 1806, 1808 del haz de muestra 150. Se apreciará que la sección interior 1804 del elemento 1800 podría ser prescindible, en cuyo caso el elemento puede ser una pieza anular de vidrio de espesor A . Como antes, el material del elemento 1800 se puede elegir para que tenga una dispersión que compense al menos parcialmente la dispersión del ojo, y el elemento se puede mover fuera de la trayectoria del haz de muestra si no se requiere el retraso diferencial. Con referencia a la Figura 1A, el elemento 1800 puede, por ejemplo, colocarse entre la placa de cuarto de onda 156 y la serie de lentillas 148. Como alternativa, puede estar ubicado entre la serie de lentillas 148 y el sistema de lentes 4F 154, en cuyo caso se impondrá una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en subconjuntos separados de la serie de pequeños haces de muestra 152.

La Figura 18B muestra esquemáticamente otro elemento de retraso transmisivo de múltiples longitudes 1810 para imponer una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en varios subconjuntos de una serie de pequeños haces de muestra 152, o de forma equivalente en diferentes porciones de un haz de muestra. En una realización, el elemento 1810 comprende un divisor de haz con una primera, superficie en ángulo totalmente reflectante 1812 y una segunda, superficie en ángulo parcialmente reflectante 1814. En combinación, estas superficies en ángulo sirven para convertir una serie de pequeños haces de muestra 152, producidos, por ejemplo, con una serie de lentillas (no mostrada), en un conjunto multiplexado de pequeños haces 1816 en donde algunos pequeños haces 1818 han atravesado una longitud de trayectoria óptica más corta que otros pequeños haces 1820. Con referencia a la Figura 1A, el conjunto multiplexado de pequeños haces 1816 podría ser útil, por ejemplo, para obtener señales de interferencia tanto de la córnea 146 como de la retina 144. En otra realización, la primera superficie en ángulo 1812 es parcialmente reflectante, para proporcionar un subconjunto separado de pequeños haces 1822 con el mismo retraso óptico que los pequeños haces 1818. En todavía otra realización, la primera superficie en ángulo 1812 es parcialmente reflectante y la segunda superficie en ángulo 1814 es totalmente reflectante, para proporcionar subconjuntos de pequeños haces separados lateralmente 1820, 1822 que tienen diferentes retrasos ópticos, para obtener señales interferométricas de la esclerótica anterior 106 y de la retina 144 por ejemplo. Aún otras realizaciones de la primera y segunda superficies en ángulo 1812, 1814 tienen reflectividad dependiente de la polarización, permitiendo que la longitud de la trayectoria óptica de varios pequeños haces se adapte a través del control de polarización, p. ej., con capas polarizadoras colocadas apropiadamente en las superficies frontal o posterior 1824, 1826 del elemento 1810, o con polarizadores externos.

Se apreciará que un aparato OCT podría configurarse como alternativa para tener un elemento transmisivo de retraso de múltiples longitudes, tal como el elemento 1800 en el brazo de referencia, o un elemento de retraso reflectante de múltiples longitudes como el reflector compuesto 110 en el brazo de muestra, de nuevo para imponer una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en porciones separadas lateralmente de un haz de referencia o un haz de muestra.

En la Figura 1A, el reflector compuesto 110 es un componente de un aparato OCT de dominio espectral diseñado para la medición de un solo disparo de varias estructuras en un ojo 108 a través de una cuadrícula de puntos 2-D. El ojo se explora con una serie 2-D de pequeños haces 152, y los haces de retorno interferían con un haz de referencia 122 y dispersos en conjuntos separados de píxeles de una serie de sensores 2-D 178 para su detección y posterior procesamiento. Sin embargo, se apreciará que también se podría usar un reflector compuesto u otra forma de elemento de retraso de múltiples longitudes para extender la profundidad de campo de otros tipos de aparatos OCT, o para investigar muestras no oculares en un intervalo extendido de profundidad axial. En un ejemplo, se podría colocar un reflector compuesto en el brazo de referencia de un aparato OCT de dominio espectral de puntos de exploración en donde las señales interferométricas de una secuencia de puntos en una muestra se dispersan en una serie de sensores 1-D para su lectura y procesamiento secuenciales. La diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada impuesta en diferentes partes del haz de referencia sirve para compensar al menos parcialmente la separación axial entre varias estructuras de una muestra, ya sea dentro de un solo cuadro o en diferentes cuadros. En otro ejemplo, podría colocarse un reflector compuesto en el brazo de referencia de un aparato OCT de fuente barrida para ampliar el intervalo de profundidad sobre el que se pueden medir las señales interferométricas con un detector puntual a medida que se escanea una fuente óptica sintonizable o escalonada en longitud de onda.

Aunque la invención se ha descrito con referencia a ejemplos específicos, los expertos en la técnica apreciarán que la invención puede realizarse de muchas otras formas, estando definida la invención por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (15)

REIVINDICACIONES

1. Un método para realizar metrología de coherencia óptica a través de un área extendida de un ojo (108), comprendiendo dicho método las etapas de:

(i) adquirir, dentro de un solo cuadro de una serie de sensores bidimensionales (178), un primer tomograma de coherencia óptica de dicho ojo (108), conteniendo dicho primer tomograma de coherencia óptica datos de una primera región (201 -A) de una superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192) de dicho ojo (108), y datos de una tercera región de dicho ojo ( 108); y

(ii) adquirir, dentro de un solo cuadro de dicha serie de sensores bidimensionales_ (178), un segundo tomograma de coherencia óptica de dicho ojo (108), conteniendo dicho segundo tomograma de coherencia óptica datos de una segunda región (201-B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192) que se superpone al menos parcialmente con dicha primera región (201 -A), y datos de una cuarta región de dicho ojo (108);

caracterizado por que dicho método comprende además las etapas de:

imponer una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en las porciones primera y segunda separadas lateralmente de un haz de referencia o un haz de muestra cuando se adquiere al menos uno del primer y segundo tomogramas de coherencia óptica; y

procesar el primer y segundo tomogramas de coherencia óptica para registrar las porciones superpuestas de la primera y segunda regiones (201 -A, 201 -B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192), registrando así los datos de la tercera y cuarta regiones de dicho ojo (108), en donde la etapa de procesamiento comprende además tener en cuenta dicha diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada.

2. El método según la reivindicación 1, en donde cada uno del primer y segundo tomogramas de coherencia óptica se adquiere dentro de un período de tiempo de 2 milisegundos o menos.

3. El método según la reivindicación 1, en donde dicha diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada se impone sobre la primera y segunda porciones separadas lateralmente de un haz de referencia por un reflector compuesto que tiene primera y segunda superficies reflectantes separadas axialmente para reflejar la primera y segunda porciones separadas lateralmente de dicho haz de referencia.

4. Un aparato (100) para realizar metrología de coherencia óptica a través de un área extendida de un ojo (108), comprendiendo dicho aparato:

un interferómetro para adquirir, cada uno dentro de un solo cuadro de una serie de sensores bidimensionales (178), primer y segundo tomogramas de coherencia óptica de un ojo (108), conteniendo dicho primer tomograma de coherencia óptica datos de una primera región (201-A) de una superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192) de dicho ojo (108) y datos de una tercera región de dicho ojo (108), y conteniendo dicho segundo tomograma de coherencia óptica datos de una segunda región (201 -B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192) y datos de una cuarta región de dicho ojo (108), en donde dicha primera y segunda regiones (201-A, 201-B) se superponen al menos parcialmente;

caracterizado por que dicho interferómetro comprende un elemento de retraso de múltiples longitudes (110, 1800, 1810) para imponer una diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en la primera y segunda porciones separadas lateralmente (138, 1806, 134, 1808) de un haz de referencia (122) o un haz de muestra (150) cuando se adquiere al menos uno del primer y segundo tomogramas de coherencia óptica, y en donde dicho aparato comprende una ordenador (182) para procesar el primer y segundo tomogramas de coherencia óptica para registrar las porciones superpuestas de la primera y segunda regiones (201-A, 201-B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192), registrando así los datos de la tercera y cuarta regiones de dicho ojo (108), en donde dicho ordenador (182) está configurado para tener en cuenta dicha diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada cuando se procesa el tomograma de coherencia óptica respectivo.

5. El aparato (100) según la reivindicación 4, en donde dicho interferómetro está configurado de tal forma que, durante su uso, al menos una de la primera y segunda regiones (201-A, 201-B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192) incluye una porción de la esclerótica anterior (106, 192).

6. El aparato (100) según la reivindicación 4 o la reivindicación 5, en donde dicho interferómetro está configurado de tal forma que, durante su uso, cada una de la tercera y cuarta regiones de dicho ojo (108) comprende una región (190, 422) de la retina (144).

7. El aparato (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 4 a 6, en donde dicho aparato (100) está configurado de tal forma que cada uno del primer y segundo tomogramas de coherencia óptica se pueden adquirir en un período de tiempo de 2 milisegundos o menos.

8. El aparato (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 4 a 7, en donde dicho interferómetro comprende un elemento de muestreo espacial (148) para proporcionar una serie de pequeños haces (152), de tal forma que, durante su uso, cada uno del primer y segundo tomogramas de coherencia óptica contiene datos de una pluralidad de puntos discretos (188-A, 188-B) dentro de la región respectiva (201 -A, 201 -B) de dicha superficie anterior (102, 103, 106, 146, 191, 192).

9. El aparato (100) según la reivindicación 8, en donde dicho elemento de muestreo espacial (148) comprende una serie de lentillas bidimensionales (148).

10. El aparato (100) según la reivindicación 8 o la reivindicación 9, que comprende además una partición de apertura estructurada (504) para suprimir la diafonía entre pequeños haces (512, 514, 516, 518, 520) que retornan de dicho ojo (108), en donde dicha partición de abertura estructurada (504) comprende un primer miembro (522) que tiene una pluralidad de aberturas (524) para hacer pasar pequeños haces en el eje (512, 516, 518) que retornan de dicho ojo (108).

11. El aparato (100) según la reivindicación 10, en donde dicha partición de apertura estructurada (504) comprende un segundo miembro (530) que se extiende sustancialmente paralelo a la dirección de propagación de dichos pequeños haces (512, 516, 518) en el eje para suprimir el paso de la luz fuera del eje (514, 520, 526).

12. El aparato (100) según una cualquiera de las reivindicaciones 8 a 11, en donde dicho interferómetro y dicho elemento de muestreo espacial (148) están configurados de tal forma que, durante su uso, cada una de la tercera y cuarta regiones de dicho ojo (108) comprende una pluralidad de puntos discretos (422) en la retina (144).

13. El aparato (100) según la reivindicación 4, en donde dicho elemento de retraso de múltiples longitudes (110, 1800, 1810) está configurado para imponer dicha diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada en la primera y segunda porciones separadas lateralmente (138, 1806, 134, 1808) de un haz de referencia (122).

14. El aparato (100) según la reivindicación 13, en donde dicho elemento de retraso de múltiples longitudes (110, 1800, 1810) comprende un reflector compuesto (110) que tiene una primera y una segunda superficies reflectantes separadas axialmente (130, 132) para reflejar la primera y la segunda porciones separadas lateralmente (138, 134) de dicho haz de referencia (122).

15. El aparato (100) según la reivindicación 14, en donde dicho reflector compuesto (110) se selecciona de tal forma que dicha diferencia de longitud de trayectoria óptica predeterminada compense sustancialmente la profundidad axial del ojo (108).