ES2321937T3 - Sensor de frente de onda que tiene modos de emision de potencia multiple, camara de ajuste independiente y medicion del intervalo de acomodacion. - Google Patents
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Abstract
Una técnica para enfocar un sensor de frente de ondas (300) que crea imágenes aéreas que forman centroides (500, 502, 508, 510, 514, 516) que comprende las etapas de: monitorizar el espaciamiento de los centroides (506, 512, 518); ajustar el foco del sensor, y determinar cuándo está enfocado el sensor determinando cuándo el espaciamiento promedio de centroides es igual al espaciamiento de centroides del sensor enfocado (504).
Description
Sensor de frente de onda que tiene modos de
emisión de potencia múltiple, cámara de ajuste independiente, y
medición del intervalo de acomodación.
La invención se refiere a una herramienta de
diagnóstico de la aberración del frente de ondas oftálmico que
incluye componentes ópticos que mejoran su sensibilidad. La
invención también se refiere a sistemas que usan la herramienta
mejorada para la cirugía refractiva oftálmica.
El campo de la oftalmología varios años antes ha
visto grandes avances en el desarrollo de los tratamientos
refractivos que pretenden corregir la visión de los ojos. Estas
técnicas han involucrado desde la más temprana técnica de
queratotomía radial, en la cual unos cortes en la córnea permitían
relajar y reformar la córnea, hasta las técnicas presentes
incluyendo la queratectomía fotorefractiva ("PRK"), la
queratectomía lamelar anterior ("ALK"), la queratomileusis
in situ asistida por láser ("LASIC"), y técnicas
térmicas tales como la queratoplastia térmica con láser
("LTK"). Todas estas técnicas se esfuerzan por proporcionar una
corrección de la visión relativamente rápida pero duradera.
Con el desarrollo y refinamiento de estas
técnicas, se ha hecho posible una mayor precisión en la corrección
de errores refractivos. En los primeros tipos de tratamientos, la
precisión de la corrección era relativamente gruesa. Proporcionar
una corrección dentro de más o menos una dioptría de la corrección
deseada para la miopía, por ejemplo, se consideraría un resultado
excelente. Los tipos de tratamiento se han refinado progresivamente,
permitiendo sin embargo, la corrección de defectos más sutiles. La
miopía y la hipermetropía pueden ahora corregirse con alto grado de
precisión con las técnicas actuales, y usando láseres excimer,
pueden corregirse también efectos de mayor orden, teles como la
asfericidad y el astigmatismo irregular.
Al mismo tiempo, las herramientas de diagnóstico
para determinar qué corrección se necesita también han avanzado.
Empleando sistemas de topografía, pueden determinarse defectos de
visión y corregirse independientemente de su "regularidad".
Tales técnicas se describen en la Patente de los Estados Unidos Nº
5.891.132 titulada "Distributed Excimer Laser Surgery System"
expedida el 6 de Abril de 1999. Una diversidad de nuevos sistemas de
topografía, sistemas de paquimetría, sensores de frentes de ondas y
sistemas de detección del error refractivo global pueden detectar
no sólo la magnitud de la miopía, hipermetropía, y astigmatismo,
sino también aberraciones de orden mayor de las propiedades
refractivas del ojo.
La detección de las aberraciones del frente de
onda en el ojo humano para propósitos tales como la cirugía
intraocular y la fabricación de lentes de contacto y de lentes
intraoculares se describe, por ejemplo en el documento "Objective
measurement of wave aberrations of the human eye with the user of a
Hartmann-Shack wave-front
sensor" de Liang y otros en el Diario de la Sociedad Óptica de
América, Vol. 11, Nº, 7, de Julio de 1994, páginas
1-9. Esta técnica se resumirá con referencia a la
Fig. 1. Un rayo de luz de un diodo láser u otra fuente de luz
adecuada se dirige a la pupila e incide sobre la retina. Un rayo (o
frente de onda, como se describe en la Fig. 1) se refleja por la
retina y emerge desde la pupila. Típicamente, la luz entrante y la
emergente siguen una trayectoria óptica común; la luz entrante
introduce en la trayectoria óptica común con un divisor del haz. El
rayo emergente se aplica a un detector
Hartmann-Shack para detectar las aberraciones. Tal
detector incluye una matriz de micro-lentes que
desintegra la luz en una matriz de focos luminosos y enfoca los
focos luminosos dentro de un detector de carga acoplada (no mostrado
en la Fig. 1) u otro detector de luz de dos dimensiones. Se
localiza cada foco luminoso para determinar su desplazamiento de la
posición que ocuparía en ausencia de las aberraciones del frente de
onda, y los desplazamientos de los focos luminosos permiten la
reconstrucción del frente de ondas y de esta forma la detección de
las aberraciones mediante técnicas matemáticas conocidas. En la
Fig. 1, \theta es la pendiente del frente de onda promediada
delante de la matriz de micro-lentes y está
relacionada con el desplazamiento del foco luminoso y la longitud
focal de la micro-lente según \theta =
\Delta/f, como también se apreciará por los especialistas en la
técnica.
Las mejoras en la técnica de Liang y otros se
muestran en el documento "Aberrations and retinal image quality of
the normal human eye", de J. Liang y D. R. Willians en el Diario
de la Sociedad Optica de América, Vol. 4, Nº 11, de Noviembre de
1997, páginas 2873-2883 y la Patente de los Estados
Unidos Nº 5.777.719 de Williams y otros ("Williams"). Williams
enseña las técnicas para detectar aberraciones y para usar las
aberraciones detectadas de esta forma para la cirugía de los ojos y
para la fabricación de lentes intraoculares y de contacto.
La Publicación de la Patente Internacional WO
99/27334 (Solicitud Internacional PCT/US97/21688) ("Frey")
muestra una variación adicional usando ópticas de polarización para
controlar la reflexión en la dirección de incidencia desde el
cristalino en la puesta a punto del detector. Como Willians, Frey
sugiere usar los datos del sensor del frente de ondas para
desarrollar una corrección óptica para el ojo examinado. Más
específicamente, la corrección óptica determinada de este modo está
limitada a la apertura de la cornea medida por el sensor, por
ejemplo, el círculo de 6 milímetros al que se dilató la pupila del
ojo cuando se midió el ojo. Fuera de esta Área, Frey sugiere usar
una zona de mezcla con disminución gradual de la ablación parcial
para minimizar los cambios severos en la curvatura corneal y por
tanto reducir la regresión.
Estos sistemas y técnicas de diagnóstico tienen
el potencial para permitir la corrección tanto del fundamental como
los efectos de mayor orden, especialmente cuando se usan con las
técnicas de corrección refractiva incluso más refinadas, con la
posibilidad de corrección de la visión mejor que 20/20 que algún día
será la norma. Sin embargo, son necesarias las técnicas mejoradas
para aplicar la tecnología de diagnóstico avanzado a la cirugía
refractiva.
La publicación de la patente de los Estados
Unidos Nº 4.471.448 y lo tratado en el documento "(Wavefront
sensor noise reduction and dynamic range expansion by means of
optical image intensification" de C. Wittof en Ingeniería
Óptica, de la Sociedad de ingenieros de instrumentación foto-óptica,
Bellingham, US, volumen 29, Nº 10 de Octubre de 1990) describe un
método de enfocar un sensor de un frente de ondas variando el foco
del sensor
óptico.
óptico.
La invención se define en las reivindicaciones
adjuntas.
La Figura 1 ilustra los principios involucrados
en la medición del frente de ondas;
la Figura 2 es un diagrama de bloques de un
sensor del frente de ondas para su uso en un sistema de acuerdo con
la invención;
la Figura 3 es un diagrama de un ejemplo de
imagen de fijación para su uso en el sensor del frente de ondas de
la Figura 2;
la Figuras 4A y 4B son diagramas de prismas
implementados en el sensor del frente de ondas de la Figura 2;
la Figura 4C es un diagrama de un sistema de
control para los prismas en la Figura 5B de acuerdo con la
invención;
las Figuras 5A y 5B son diagramas que
representan los datos típicos devueltos por el sensor del frente de
ondas de la Figura 2 de acuerdo con la invención;
la Figura 6 es una imagen de los datos reales
devueltos del sensor del frente de onda como se ilustra en la
Figura 2;
las Figuras 7A y 7B son representaciones de los
datos borrosos del sensor del frente de ondas devueltos por un
sensor del frente de ondas, así como la generación de un centro de
masas de los puntos de datos del sensor del frente de ondas;
las Figuras 8A-8D son diagramas
que ilustran el espaciamiento de centroides promedio;
la Figura 9 es un gráfico del espaciamiento de
centroides promedio respecto a las correcciones refractivas;
las Figuras 10A-10D son vistas
de cortes de un ojo que ilustran los puntos focales durante la
acomodación;
la Figura 11 es una vista del corte de un ojo
que ilustra la contribución del frente de ondas por los diversos
componentes; y
la Figura 12 muestra las ecuaciones para el
cálculo del cambio de forma de un cristalino durante la
acomodación.
Volviendo a la Figura 2, se ilustra un diagrama
de bloques de un sensor del frente de ondas 300, que es una
implementación preferida de esta invención. El sensor del frente de
ondas 300 es similar en concepto al sensor del frente de ondas de
Williams, pero incluye ciertas características adicionales que lo
hacen especialmente útil para recibir los datos del iris y para
agudizar el enfoque de los focos luminosos sobre un detector usado
para determinar las aberraciones del frente de ondas del ojo. Además
varias características encuentran una aplicabilidad general a los
dispositivos de medición del frente de ondas, incluyendo aquellas
distintas de las de Williams. Tales dispositivos, incluyen
dispositivos de escáner que no tienen una matriz de
micro-lentes, y dispositivos de rayo múltiple, por
ejemplo los aberrómetros de Tschering y los aberrómetros de
seguimiento de rayos. En general, el sensor del frente de ondas 300
enfoca o escanea una luz (típicamente un láser) sobre la retina de
un ojo y a continuación analiza la luz devuelta (es decir reflejada
en la dirección de incidencia desde la retina) a través del
cristalino y la óptica corneal del ojo y recogida la imagen y
enfocada por una matriz de micro-lentes. En base a
las aberraciones ópticas en la óptica del ojo, el sistema desarrolla
un análisis global de la aberración del frente de ondas de la luz
devuelta. Generalmente para realizar el análisis, la luz devuelta
se convierte en imágenes aéreas formadas por una matriz de
micro-lentes sobre un sensor de la cámara de
micro-lentes. A partir de estas imágenes, el sensor
del frente de ondas desarrolla un mapa de aberraciones del frente
de ondas a partir del cual puede determinarse qué correcciones son
necesarias en la óptica del ojo que obtendrían una visión normal, o
muy próxima a la normalidad una vez corregida.
Para orientar adecuadamente el ojo del paciente
E, los dos diodos láser 302 de 660 nanómetros, mostrados en la
Figura 2, pueden alinearse angularmente con el ojo E. Cuando los
focos luminosos sobre el ojo del paciente E procedentes de los
diodos láser 302 se funden en un foco luminoso único, por el ajuste
adecuado del sensor del frente de ondas 300, los rayos de salida de
los diodos láser 302 (o la óptica que dirige estos rayos), el
paciente, o de otra forma, el ojo E está posicionado,
aproximadamente, a la distancia focal precisa en el sensor del
frente de ondas 300. Como alternativa, el ojo del paciente E puede
orientarse adecuadamente por un médico, un técnico, u otro operario
sanitario mirando visualmente la imagen del iris del ojo E para
encontrar la distancia focal correcta para reducir la exposición
global sobre el ojo E. En este caso, no hay necesidad de los diodos
láser 302. Una fuente de luz, de iluminación del ojo 304,
proporciona la luz para una cámara de pupila 328 como se trata más
adelante.
Una vez que el ojo E está adecuadamente
alineado, recibe luz desde una fuente de luz 306 (por ejemplo, un
diodo láser, tal como un diodo láser de salida de 780 nanómetros) a
lo largo de la trayectoria óptica al ojo E. Preferiblemente, el
diodo láser 306 tiene más de un ajuste de potencia de salida (es
decir, dos modos potencia o de multi-potencia), al
menos una potencia más baja para alineamiento y el enfoque inicial y
al menos otra potencia más alta para la creación de una imagen de
multi-focos luminosos en un detector (por ejemplo,
una cámara de micro-lentes) 312 tratada más
adelante. Por ejemplo, típicamente las potencias más baja y más alta
son de 0,5 \muW y 30 \muW, respectivamente. Estas potencias
dependen de varios factores, tales como, cuánto tiempo se mantendrá
encendido el diodo láser 306 en la potencia más alta.
Una porción del rayo del diodo láser 306 en
primer lugar se refleja en el divisor del haz 308 (por ejemplo, un
80% de transmitancia, 20% de reflectancia). El rayo reflejado pasa a
través de un divisor del haz de polarización 310, que finalmente
mejora la relación de señal a ruido (o intensidad de la señal) de la
luz reflejada en la dirección de incidencia desde la retina del ojo
que finalmente se detecta por la cámara de
micro-lentes 312, como se trata más adelante. El
divisor del haz 310 polariza la luz recibida desde el diodo láser
306, generalmente pasando la luz polarizada linealmente a lo largo
de una dirección y reflejando la luz no polarizada en esa
dirección. La luz polarizada se pasa a continuación a través de un
ensamblaje de trombón 314, que comprende preferiblemente uno o más
prismas que se pueden trasladar como una unidad o que se pueden
trasladar entre sí como se trata más adelante en conjunción con las
Figuras 4A y 4B que se usan para ajustar el foco de la luz desde el
diodo láser 306 dentro de la retina del ojo E, en cuyo punto, la luz
que se refleja en la dirección de incidencia sobre la matriz de
micro-lentes a partir de la luz que incide en la
retina también se enfocará correctamente o casi correctamente. La
luz desde el ensamblaje de trombón 314 se refleja en el espejo 316,
pasa a través el divisor de haz 318 (por ejemplo, un 20% de
reflectancia, 80% de transmitancia), y a continuación a través de
un lámina retardadora de ondas de \lambda/4 320. La lámina
retardadora de ondas de \lambda/4 320 se orienta para producir
sustancialmente un luz polarizada circularmente a partir de la luz
polarizada linealmente. El significado de esto se apreciará en lo
tratado más delante de la luz reflejada en la dirección de
incidencia devuelta desde el ojo E (la "luz devuelta") al
divisor del haz de polarización 310.
Después de pasar a través de la lámina
retardadora de ondas de \lambda/4 320, la luz se enfoca a
continuación sobre la retina del ojo E. La luz reflejada o
reflejada en la dirección de incidencia desde la retina y el foco
luminoso reflejado en la dirección de incidencia sobre la retina
pasa a continuación de vuelta a través de los componentes ópticos
de ojo E, tales como el cristalino y la córnea. En el camino de
vuelta, la luz de la imagen polarizada circularmente se retarda de
nuevo por la lámina retardadora de ondas 320 para obtener una luz
polarizada linealmente perpendicular a la luz polarizada linealmente
entrante formada al primer paso a través de la lámina de retardo de
ondas 320, como se trató anteriormente. Una porción de la luz
polarizada perpendicularmente pasa a continuación a través del
divisor del haz 318, se refleja en el espejo 316, pasa de vuelta a
través del ensamblaje de trombón 314, y vuelve al divisor del haz de
polarización 310. En este punto, toda o la mayor parte de la luz
está polarizada perpendicularmente y de esta forma, se refleja
sustancialmente por el divisor de haz de polarización 310 y a
continuación se refleja por el espejo 322 al interior de la cámara
de imagen de micro-lentes 312. Para obtener parte de
la luz devuelta al interior de una cámara de ajuste 323, tratada
adicionalmente más adelante, la lámina de retardo de ondas 320 puede
inclinarse y/o girarse desde su orientación óptima (por ejemplo,
girarse aproximadamente 5 grados). En esta implementación, la luz
recibida por la cámara de ajuste 323 tendría una polarización
sustancialmente perpendicular a la luz devuelta. Otros esquemas
además de inclinar o girar la lámina de retardo de ondas 320 de su
orientación óptima para proporcionar luz devuelta a la cámara de
ajuste 323, incluyen cambios en la trayectoria óptica y los
componentes ópticos del sensor del frente de ondas 300, que se
prevén y se incluyen dentro del alcance de la presente invención.
Por ejemplo, en lugar del espejo 322 podría haber un dispositivo que
tuviese una transmitancia y una reflectancia controlables, tal como
un dispositivo de cristal líquido y la cámara de ajuste y cualquier
óptica de enfoque pueden posicionarse para recibir una fracción de
la luz devuelta que se transmita por el dispositivo controlable. En
tal implementación, el divisor de rayo 308 sería innecesario y la
luz recibida por el dispositivo controlable tendría sustancialmente
la misma polarización o paralela que la polarización de la luz
devuelta.
La cámara de micro-lentes 312 es
preferiblemente una cámara de un dispositivo de carga acoplada
(CCD), tal como la TM-9701 fabricada por Pulnix,
que incluye una matriz de micro-lentes 324, aunque
pueden usarse otros tipos de cámaras y otras ópticas de muestreo
análogas a la matriz de micro-lentes 324 (incluyendo
ópticas separadas de la cámara). Por ejemplo, puede usarse una
cámara ICX039DLA de Sony Corporation tanto para la cámara de
micro-lentes 312 como para la cámara de la pupila
328. La matriz de micro-lentes 324 forma imágenes
aéreas sobre el elemento detector de luz (por ejemplo, una
disposición CDD) de la cámara de micro-lentes 312
de la luz devuelta reflejada por el espejo 322. La lámina de retardo
de ondas 320 puede ayudar a reducir la cantidad de luz reflejada en
la dirección de incidencia no deseada o la luz perdida para mejorar
la intensidad de la señal o el contraste de las imágenes aéreas. La
matriz de micro-lentes 324 enfoca porciones de la
luz que ha pasado inicialmente a través de los componentes ópticos
del ojo E de forma que pueden determinarse los efectos de la
aberración del frente de ondas refractivo del ojo E, de forma
similar a lo que se trata por Willians. A este respecto, una vez
que se han determinado las aberraciones del frente de ondas, y de
este modo el error de fase, del ojo E, pueden transformarse en un
perfil de ablación requerido a eliminar del tejido de la córnea
para corregir o mejorar la visión teniendo en cuanta los parámetros
adecuados del ojo E (por ejemplo, los índices refractivos de los
componentes del ojo, y/o otros parámetros). Una técnica para
determinar un perfil apropiado es simplemente escalar los datos del
frente de onda de tal forma que los datos escalados corresponden
generalmente a la cantidad de tejido que necesita eliminar de la
córnea del paciente. A continuación los sistemas de láser pueden
eliminar ese perfil de tejido de la córnea. Pueden emplearse marcas
sobre el ojo E para ayudar al alineamiento del ojo E durante la
adquisición de los datos del frente de ondas.
Preferiblemente, la matriz de
micro-lentes 324 es una matriz de aproximadamente
25x25 micro-lentes, cada una de 600 micras
cuadradas tales como las 0600-40-S
fabricadas por Adaptive Optics Associates, incorporated. Este
tamaño de micro-lente es más pequeño que el tamaño
de micro-lente descrito en la patente 5.777.719
mencionada anteriormente y en otros sistemas, y es posible debido a
la intensidad mejorada de la luz para la cámara de
micro-lentes 312 proporcionada por componentes del
sensor del frente de ondas 300 que se tratará más adelante. La
trayectoria óptica del sensor de frente de ondas 300 mostrada en la
Figura 2 también puede incluir lentes 326 (por ejemplo cuatro
lentes) y diafragmas o aperturas 327 (para permitir cambios en el
tamaño de los haces de luz) que son típicos de la iluminación,
captura de imágenes y ópticas de enfoque, y que también pueden
representar otros posibles componentes ópticos omitidos por
claridad. Por ejemplo, en una realización de la invención, la
longitud focal de una o ambas de las lentes 326 acerca del
ensamblaje de trombón de prismas de enfoque 314 pueden cambiarse,
por ejemplo, acortarse para acomodar un ancho de haz más pequeño que
entre en la matriz de micro-lentes 324. En otra
realización, el intervalo de mediciones dióptricas posibles que
pueden hacerse con el sensor del frente de ondas 300 puede
cambiarse, por ejemplo, con una selección apropiada de las lentes
326 delante del láser 306, para ajustar la natural distribución de
visión pobre en la población general o una población seleccionada
de pacientes. Un modo de hacer esto es posicionar las lentes 326
(por ejemplo, una lente de -5 dioptrías) delante del diodo láser
306 de modo que el rayo láser ya no es paralelo. Esto proporciona
una cierta desviación en las dioptrías que pueden usares para probar
el ojo del paciente con el sensor del frente de ondas 300. En un
ejemplo no limitativo, el intervalo de dioptrías puede modificarse
desde un diseño simétrico de -8 a +8 dioptrías a uno asimétrico de
-13 a +3 dioptrías con un diseño asimétrico, como se apreciará por
los especialistas en la técnica. Esto puede hacerse sin cambiar el
tamaño del ensamblaje de trombón de prismas de enfoque 314 (u otro
dispositivo de ajuste) y/o parámetros de la óptica.
Como alternativa a la posición de las lentes
326, la lente 338 puede moverse dentro de la trayectoria a la
cámara de micro-lentes 312. Pueden emplearse varias
localizaciones dentro de la trayectoria a la cámara de
micro-lentes 312 para ajustar el intervalo global
del frente de ondas capturado. Se apreciará que empleando la lente
326 ó 338 movibles dentro y fuera de posición, la longitud de
"tiro" necesario para el trombón se reduce. Además, el diodo
láser 306 típicamente tendrá también algo de "astigmatismo"
inherente en si mismo. Este puede alinearse con astigmatismo
encontrado típicamente en el ojo del paciente E, aumentando de nuevo
el intervalo global del sensor de frente de ondas 300.
Específicamente, tal astigmatismo se ajusta "a la norma" como
se encuentra un astigmatismo típico del paciente, y la cámara de
micro-lentes 312 y el software del sensor del
frente de ondas 300 correspondiente pueden tener en cuenta este
astigmatismo inherente proporcionando un intervalo incluso mayor de
astigmatismo determinable.
La cámara de pupila 328 se muestra recibiendo la
luz reflejada desde el divisor del haz 318 (por ejemplo, un 20% de
la misma). La cámara de pupila 328 preferiblemente proporciona los
datos de la imagen del iris para alinear los datos del frente de
onda con otros datos diagnósticos o con perfiles de ablación a
proyectar desde el láser sobre el ojo. Esto se trata con mayor
detalle en la solicitud de patente Alemana en trámite junto con la
presente Nº 10014479.9 titulada Reconocimiento del Iris y
Seguimiento del Tratamiento de Irregularidades Ópticas del Ojo.
La cámara de pupila 328 se sitúa en la
trayectoria óptica entre el ojo E y los primas de trombón de enfoque
314, que permiten a la cámara de pupila 328 enfocar sobre la pupila
y el iris del ojo E, independientemente de los cambios en la
longitud focal del resto del sistema para enfocar sobre la retina.
De esta forma la cámara de pupila 328 puede desarrollar una imagen
clara de la superficie del ojo E independientemente de la
profundidad del ojo E y de la distancia correspondiente desde la
retina hasta el iris.
El sensor del frente de ondas 300 también
incluye la cámara de alineamiento o ajuste 323 que recibe una imagen
del foco luminoso reflejado en la dirección de incidencia sobre la
retina del ojo E desde el divisor del haz 332 (por ejemplo, un 50%
de reflectancia, 50% de transmitancia). La cámara de ajuste 323 está
en la trayectoria de la óptica que enfoca la luz sobre la retina
del ojo E y es independiente de la cámara de
micro-lentes 312. La cámara de ajuste 323 hace
posible determinar de forma precisa cuándo está enfocado el foco
luminoso que incide desde el diodo láser 306 sobre la retina, o
aproximadamente enfocado y de esta forma ayuda a determinar cuándo
la luz reflejada en la dirección de incidencia desde la retina está
enfocada, o aproximadamente enfocada, sobre la cámara de
micro-lentes 312. Con la cámara de ajuste 323, puede
verse el foco luminoso sobre la retina, que es la fuente final para
la señal de centroides (como en Willians), y puede examinarse
automáticamente cuándo está enfocada más nítidamente para ayudar en
el enfoque de las imágenes aéreas sobre la cámara de
micro-lentes 312 tan nítidamente como sea posible.
En los sistemas anteriores no se proporcionaba una cámara de ajuste.
Tales sistemas descansarían simplemente sobre la cámara de
micro-lentes para ayudar a enfocar la luz sobre la
retina y la luz reflejada en la dirección de incidencia sobre la
cámara de micro-lentes. El problema con este
sistema es que la porción del frente de ondas muestreada por una
micro-lente individual de una matriz de n
micro-lentes forma un foco luminoso individual sobre
el sensor de la cámara con a lo sumo un 1/n de la energía total de
la luz devuelta reflejada en la dirección de incidencia devuelta
justo antes de que entre en la cámara de
micro-lentes. Como resultado, la retina (o el ojo)
se exponía a una energía de luz de se mantenía innecesariamente
alta. Como se puede apreciar por los especialistas en la técnica,
con la presenta invención la exposición global de la retina (o el
ojo) puede reducirse con relación a la de los sistemas anteriores
porque la energía de la luz recibida en la cámara de ajuste 323 sólo
necesita aproximadamente la energía de luz recibida en una
micro-lente individual de la matriz de
micro-lentes. La cámara de ajuste 323 se usa para
observar directamente el enfoque de la luz sobre la retina desde el
diodo láser 306 mientras que el diodo láser 306 está en su modo de
más baja potencia. La cámara de ajuste 323, como se implementa,
ayuda de este modo a enfocar las imágenes aéreas sobre la cámara de
micro-lentes 312 tan nítidamente como sea posible
mientras que el diodo láser 206 está también en su modo de más baja
potencia. Al hacer esto, puede tenerse en cuenta la transmitancia
del divisor del haz de polarización 310 y del divisor del haz 308,
la reflectancia del divisor de haz 332, y cualquier inclinación o
rotación que se introduzca en la lámina retardadora de ondas de
\lambda/4 320 desde su orientación óptima para permitir que una
porción de la luz devuelta pase de vuelta a la cámara de ajuste
323.
Como se ha tratado anteriormente, la cámara de
ajuste 323 se usa para asegurarse de que el foco luminoso sobre la
retina es tan nítido como sea posible. Esto significa que se
comprueban los ajustes correctos del ensamblaje de trombón 314 (o
314' tratado más adelante con referencia a las figuras 4B y 4C) así
como el alineamiento del paciente. Puede desarrollarse una señal
(por ejemplo, desde la cámara de ajuste) de estos ajustes y
alineamiento para una comprobación manual o para un comienzo
automático de las mediciones o examen de un paciente. Tal operación
también permite una intensidad de luz mejorada dentro de la cámara
de micro-lentes 312 sólo durante el periodo de
tiempo que se producen las mediciones o examen, y no durante el
periodo de enfoque y de ajuste tratado anteriormente.
En el modo de más baja potencia el diodo láser
306 se sitúa en una potencia lo suficientemente baja para impedir
dañar la retina E, tal como 0,5 \muW. El uso del sistema de
control de la cámara de ajuste 323 para ayudar a enfocar el diodo
láser 306 sobre la retina puede realizarse de muchas formas. Por
ejemplo, el tamaño del foco luminoso sobre la retina puede
minimizarse o la intensidad del foco luminoso sobre la retina puede
maximizarse ajustando la posición del ensamblaje de trombón de
prismas. 314 (o 314' tratado más adelante con referencia a las
figuras 4B y 4C) en la trayectoria óptica del frente de onda
capturado hasta que el foco luminoso es tan pequeño como sea
posible. La posición del ensamblaje de trombón de prismas 314 (o
314') establece una "línea base" de corrección dióptrica de
miopía o de hipermetropía necesaria para compensar inicialmente las
características de aberración óptica refractiva de bajo orden del
ojo E, es decir el desenfoque y astigmatismo. Asegurándose de que
los láser 302 están alineados en un ángulo que mantiene un
solapamiento de sus respectivos focos luminosos sobre la retina (u
otro método, de alineamiento del ojo del paciente tal como
manualmente, o por examen visual) con el láser 306 en conjunción
con el ajuste de la posición del prisma de trombón (314) (ó 314')
es útil mientras se determina el nivel de la línea base del error o
corrección de miopía o hipermetropía.
Una vez que se consigue el enfoque, el diodo
láser 306 se coloca en el modo de más alta potencia durante un
periodo de tiempo muy corto. Por ejemplo, puede ser posible usar una
potencia de 30 \muW en un tamaño de foco luminoso de
10-20 micras sobre la retina durante un periodo de
400 mseg. Aunque una intensidad más alta podría dañar la retina si
se mantiene durante un periodo prolongado de tiempo (por ejemplo,
durante más de 100 segundos), un impulso tan corto es inocuo. Sin
embargo, el impulso corto si que aumenta enormemente la intensidad
de los focos luminosos individuales sobre el sensor de la cámara de
micro-lentes 312, de modo que la combinación del
diodo láser de potencias múltiples 306, la cámara de ajuste 323, la
matriz de micro-lentes 342 y la cámara de
micro-lentes 312 pueden permitir desarrollar una
intensidad de señal más elevada o imágenes de las
micro-lentes de mayor contraste por la cámara de
micro-lentes 312 que en otros sistemas. El modo de
potencia más elevada del diodo 306 puede permitir el uso de
micro-lentes con un área de la sección transversal
individual más pequeña en la matriz de micro-lentes
324 comprado con otros sistemas.
Una vez que se proporcionan los datos de la
cámara de micro-lentes 312, pueden usarse
directamente a través de los polinomios Zernike para crear los
datos de aberración del frente de ondas, o pueden calcularse los
datos de aberración del frente de onda como un promedio de series de
exposiciones. Por ejemplo, el sistema puede emplear cinco
"disparos" y a continuación promediar bien los datos capturados
o promediar los datos Zernike correspondientes. Además, pueden
descartarse los "disparos" que divergen ampliamente. En el
sistema tratado, se toman preferiblemente cinco "disparos", y
los datos de aberración del frente de ondas se determinan como el
promedio calculado de las aberraciones de los frentes de ondas.
El sensor del frente de ondas 300 también emplea
una imagen usada como objetivo de fijación 334, como se ilustra en
la Figura 2. El objetivo de fijación 334 se ilumina por una fuente
de luz 336, y permite que el paciente fije y enfoque mientras que
la cámara de ajuste 323 se enfoca por el prisma 314 sobre la retina.
El objetivo de fijación 334 es útil cuando las imágenes aéreas de
la matriz de micro-lentes 324 se enfocan sobre el
sensor de la cámara de micro-lentes 312 ajustando
la óptica del trombón 314. El sistema proporciona ventajosamente
una imagen para el objetivo de fijación 334, un ejemplo no
limitativo del cual es el velero sobre el agua ilustrado en la
Figura 3, y no simplemente un punto de fijación. El objetivo de
fijación 334 da al ojo E y al cerebro del paciente una imagen
similar a un cuadro o un cuadro real o algún objeto de realmente una
escena o una escena que se está viendo por el ojo E sobre el cual
enfocar. El enfoque del ojo E con una imagen similar a un cuadro
típicamente es más fácil de conseguir que enfocando a un punto. La
imagen del objetivo de fijación permite que el ojo E enfoque al
infinito, como si la imagen estuviese lejos, lo cual puede ayudar en
la eliminación o reducción de los efectos de acomodación del ojo E
o la rotación cuando las imágenes aéreas se enfocan o se adquieren
los datos del sensor del frente de ondas. En otras palabras, la
imagen del objetivo de fijación impide, o ayuda a impedir en cierta
medida, que el ojo E enfoque a menos que el infinito.
La imagen del objetivo de fijación fuerza al ojo
E a girar a su posición rotacional "normal", minimizando de
esta forma los errores rotacionales del análisis diagnóstico. De
esta forma, con el objetivo de fijación 334, puede definirse un
marco rotacional de referencia para el ojo E. Una imagen asimétrica,
tal como el velero en la Figura 3, que puede verse en el foco del
infinito del ojo E es preferible para ayudar a que el ojo E
mantenga la posición rotacional normal o predeterminada con respecto
al objetivo de fijación 334, incluso con un ligero movimiento de la
cabeza. El objetivo de fijación 334 puede usarse también para
ajustar la posición rotacional del ojo E junto con el
reconocimiento, la localización, y el alineamiento del iris del ojo
E, tal como se ha descrito anteriormente. Puede usarse una imagen
similar en otros componentes de acuerdo con la presente invención,
tanto de diagnóstico como de tratamiento, para eliminar o reducir
las cuestiones de acomodación o rotacional.
Se apreciará por los especialistas en la técnica
que tienen el beneficio de esta exposición que pueden usarse
diversos tipos de componentes para sustituir a los componentes
implementados en el detector del frente de ondas 300 y son posibles
diversas configuraciones ópticas para formar otras realizaciones de
la invención. Por ejemplo, una fuente de luz colimada de alta
intensidad, o múltiples fuentes de luz, por ejemplo, una de baja
potencia y otra de alta potencia, pueden reemplazar el diodo láser
306. La cámara de ajuste 323 puede colocarse en cambio en la
trayectoria del espejo 322, y la matriz de
micro-lentes 324 de la cámara de
micro-lentes 312 puede tener más o menos
micro-lentes, como se desee o de acuerdo con el
diseño. Además, se apreciará, por los especialistas de la técnica
que todos estos componentes están generalmente controlados por un
sistema de control, tal como un microcomputador. Son posibles una
amplia diversidad de configuraciones distintas que están dentro del
alcance y el espíritu de la presente invención.
Volviendo a la Figura 4A, se muestra una
realización del ensamblaje de prismas de trombón 314 de la Figura 2
eficazmente como una disposición dual de prismas, incluyendo un
primer prisma 350 y un segundo prisma 352. Como se ilustra por el
rayo de luz 354, el primer prisma 350 refleja el rayo 354 sobre las
dos caras 356 y 358 en sucesión, de modo que el rayo resultante 360
está viajando en una dirección paralela o una dirección
aproximadamente paralela a la dirección desde la que se originó el
rayo 354. El rayo 360 incide sobre el segundo prisma 352, que
refleja el rayo 360 sobre las dos caras 362 y 364 en sucesión,
resultando el rayo de retorno 366. El rayo de retorno 366 se
refleja sobre las caras 358 y 356 en sucesión, obteniéndose el rayo
368 que viaja en la dirección opuesta o en dirección
aproximadamente opuesta en dirección paralela a la dirección desde
la cual se originó el rayo 354. Un aspecto particularmente ventajoso
de esta configuración es que la trayectoria de vuelta paralela o
aproximadamente paralela del rayo 368 se consigue independientemente
del ángulo con el cual el rayo 354 entra en el prisma 314. Esto es
porque, en la dirección vertical, las caras 356 y 358 mantienen el
ángulo vertical de desviación del rayo entrante 354, y las caras 362
y 364 mantienen el ángulo horizontal de desviación. Aunque el
prisma de enfoque 314 es útil para proveer el rayo desde el diodo
láser 306 al ojo E, es especialmente útil en la trayectoria de
vuelta, porque la luz reflejada en la dirección de incidencia
devuelta desde el ojo E no está colimada como el rayo desde el diodo
láser 306 que incide sobre el ojo E. Como el prisma 314 devuelve la
luz reflejada en la dirección de incidencia desde el ojo E (que
finalmente se muestreará por la matriz de
micro-lentes 324) en una trayectoria perpendicular,
se impide o se reduce la probabilidad de un error dentro de la
cámara de micro-lentes 312.
En la Figura 4B, se muestra otro ensamblaje
óptico tipo trompón 314' que puede implementarse para el prisma 314
de la Figura 2 de acuerdo con la invención. La óptica 314' incluye
dos prismas 370 y 372 en relación, espaciados. Los prismas 370 y
372 forman un sistema óptico plegado que refleja seis veces tanto la
luz procedente del diodo láser 306 que viaja hacia el ojo E como la
luz reflejada en la dirección de incidencia desde la retina del ojo
E que viaja hacia la matriz de micro-lentes 324 y la
cámara de micro-lentes 312, de forma similar a las
reflexiones de superficie por el prisma 314 mostradas en la Figura
4A. Las seis reflexiones se ilustran esquemáticamente en la Figura
4B como la luz 374. Aunque son posibles otras configuraciones, en la
práctica, el prisma 372 típicamente está fijo en su posición y el
prisma 370 se ajusta en la posición mostrada por la flecha 375 en
la Figura 4B como un tipo de movimiento de trompón no limitativo con
respecto al prisma 372 para conseguir el enfoque óptimo o próximo
al óptimo de la luz que pasa a través de la matriz de
micro-lentes 324 hasta la cámara de
micro-lentes 312. El espaciamiento variable entre
los prismas 370 y 372 es preferiblemente desde aproximadamente 5 mm
hasta aproximadamente 100 mm y sus dimensiones son preferiblemente
40 x 40 mm y 20 x 40 mm, respectivamente, aunque son posibles otros
espaciamientos y otras dimensiones.
La disposición de los prismas 370 y 372
proporciona ventajosamente un rayo de salida reflejado que es
exactamente o casi exactamente paralelo al rayo entrante (es decir,
hacia o desde el ojo E), incluso si el prisma 370 se inclina
durante el movimiento de trombón. Esto puede reducir potencialmente
el coste de un deslizador o mecanismo de deslizamiento que puede
implementarse para proporcionar un movimiento de trombón automático
controlado por ordenador, tal como el deslizador 376 mostrada en la
Figura 4C, aunque podría usarse también un caro deslizador o de
alta calidad o un deslizador manual. La Figura 4C es una vista
tomada a lo largo de la línea A-A' si el trombón
314' en la Figura 4B estuviese sobre el deslizador 376. En la Figura
4C, el deslizador 376 incluye un pasador o vía 378 sobre la cual se
monta el prisma 370, por ejemplo, usando un soporte o portador de
componentes ópticos adecuado, como se apreciará por los
especialistas en la técnica. El deslizador 376 también incluye un
motor paso a paso 380 para controlar la posición del prisma 370 a lo
largo del pasador 378, y un brazo 382 al cual está acoplado
mecánicamente el prisma 370 por el acoplador 384 (mostrado
esquemáticamente en la Figura 4C) que es cualquier acoplador
adecuado, como se apreciará también por los especialistas en la
técnica. Cuando se activa el motor paso a paso 380, dirige la
posición del acoplador 384 adjunto al prisma 370 a lo largo del
brazo 382 en cualquier dirección de la flecha 375. La dirección y
extensión del control se determina de acuerdo con los requisitos de
enfoque del rayo procedente del diodo láser 306 que incide sobre el
ojo E, y los de la matriz de micro-lentes 324 y la
cámara de micro-lentes 312, como se ajusta por el
trombón 314'. Además, podrían adjuntarse ópticas de enfoque
adicionales para los prismas 370 y 372, de modo que las ópticas de
enfoque también reciben el beneficio de la propiedad de
autorreflexión de los prismas 370 y 372. Por ejemplo, la óptica de
enfoque del sensor del frente de ondas, en lugar de implementarse
con las lentes 326, podría colocarse en gran parte sobre la cara
del prisma 372. Podrían usarse una diversidad de mecanismos de
control diferentes, configuraciones de prismas, o sistemas de
lentes, incluyendo los sistemas de lentes de foco ajustable, en
lugar del trombón 314' (o 314), o el deslizador 376, como se
apreciará por los especialistas en la técnica. Por ejemplo, otro
sistema óptico alternativo para el trombón 314' (o 314) podría ser
un sistema de lentes que tuviesen la capacidad de añadir o quitar
lentes, cada lente de las cuales puede estar relacionada o no en la
potencia óptica con otras lentes por alguna serie u otra relación de
potencias ópticas. Un ejemplo de tal sistema de lentes es un
foróptero o un sistema de lentes similar al mismo. Con este tipo de
sistema de lentes, el paciente podría ver que mejora podrían
proporcionar (por ejemplo, para el desenfoque y astigmatismo) las
técnicas de corrección de visión convencionales, tales como las
gafas o lentillas convencionales y a continuación ver lo que podría
proporcionarse por la corrección de otras aberraciones de orden
superior como una comparación.
Refiriéndonos a las Figuras 5A, 5B, 6, 7A, y 7B,
se ilustra otra característica del sensor del frente de ondas 300
de acuerdo con una característica de la invención. Refiriéndonos
también la Figura 2, la matriz de micro-lentes 324
de la cámara de micro-lentes 312 típicamente crea
una matriz de imágenes de focos luminosos (o imágenes aéreas) sobre
el sensor de la cámara de micro-lentes 312. Como se
trató en Willians, los parámetros o la información relacionada con
los puntos del centro de estos focos luminosos, tales como el
desplazamiento en dos dimensiones de los puntos centrales desde las
posiciones ideales de los focos luminosos, se usan en conjunción con
una transformación matemática, tal como un ajuste con polinomios
Zernike de diversos órdenes, para determinar las aberraciones del
frente de onda asociadas con el ojo E. La Figura 5A muestra, por
ejemplo una matriz de focos luminosos 400 sobre el sensor que sería
típico de un ojo "perfecto" en el cual los focos luminosos no
están desplazados desde sus puntos centrales ideales. La Figura 5B,
por el contrario, muestra una disposición de focos luminosos 402
que están desplazados en una región 404, indicando la presencia de
aberraciones del frente de ondas del ojo. Las aberraciones se
determinan por análisis de la transformación matemática, por
ejemplo, por análisis de los polinomios de Zernike usados para
ajustar datos de parámetros. Las líneas en las Figuras 5A y 5B se
incluyen meramente para ilustrar la desviación de la matriz de focos
luminosos 402, y generalmente no aparecerían en la imagen en la
cámara de micro-lentes 312. Una imagen real
(invertida o negativa) 406 de una cámara de
micro-lentes como la cámara de
micro-lentes 312 se muestra en la Figura 6. La
imagen 406 ilustra el tipo y la calidad de focos luminosos que
típicamente se observarían con la cámara de
micro-lentes 312.
Como se ha tratado anteriormente, la cámara de
ajuste 323 (véase la Figura 2) intenta dar nitidez al foco luminoso
sobre la retina del ojo E, de tal modo que cada foco luminoso como
el foco luminoso 408 sobre la cámara de
micro-lentes 312 esté tan enfocado como sea posible.
Aunque tal ajuste es sólo para efectos de bajo orden, sin embargo,
cada uno de los focos luminosos individuales resultantes
generalmente no será exactamente un punto nítido. Como se trata en
Willians, pueden usarse ópticas adaptativas junto con la imagen
desarrollada de modo que se obtiene un "cuadro" más nítido de
los focos luminosos con la corrección de las aberraciones. Pero en
el sensor del frente de ondas 300 de la Figura 2, tales ópticas
adaptativas no se usan, y la imagen 406 de los focos luminosos
tales como el foco luminoso 408 pueden parecer un tanto
"borrosos" debido a las aberraciones ópticas del ojo E.
Refiriéndonos de nuevo a las Figuras 5A y 5B, se entenderá que la
transformación matemática utilizada para determinar la aberración
global del frente de ondas del ojo usa información relacionada con
los puntos particulares disponibles en la matriz de focos luminosos,
tal como la matriz de focos luminosos 400 y 402. Por lo tanto, el
"emborronamiento" aparente de estos focos luminosos como el
foco luminoso 408 puede impedir que sus puntos centrales (por
ejemplo, los centros de máxima intensidad ponderada) se localicen de
forma precisa.
Volviendo a las Figuras 7A y 7B, los diagramas
ilustran un centro de masas técnico para determinar el punto
central de cada foco luminoso como el foco luminoso 408 de la Figura
6. Específicamente, la Figura 7A muestra un matriz 410 de focos
luminosos "borrosos", tal como el foco luminoso 412. Un perfil
más detallado del foco luminoso 412 puede ilustrarse en la Figura
7B, que incluye líneas de perfil 414 que indican un incremento de
la intensidad, en general, hacia el centro del foco luminoso 412, al
igual que las líneas equipotenciales o un gráfico de contornos de
elevación. El incremento en la intensidad correspondiente se
encontraría en los valores digitalizados del sensor (por ejemplo,
un CCD) en la cámara de micro-lentes 312, y puede
verse como áreas más oscuras en las manchas de la Figura 6.
Pueden usarse varias técnicas para deducir los
puntos centrales para los diversos focos luminosos, de acuerdo con
las realizaciones de la invención. Una técnica emplea un "centro
de masas" de intensidad ponderada en las direcciones X e Y de un
sistema de coordenadas, como se ilustra en la Figura 7B, para la
cual el centro respectivo de masas para cada foco luminoso está
dado por las siguientes ecuaciones:
En estas ecuaciones I_{i} es la intensidad en
un punto particular. La intensidad puede calcularse de varias
formas, por ejemplo, como una intensidad umbral, de modo que
cualquier valor de un punto de imagen mayor que el umbral se asigna
una intensidad de 1 y cualquier valor de un punto de imagen menor
que el umbral se le asigna una intensidad de 0. Podría usarse en
cambio una intensidad ponderada que es simplemente la intensidad
del punto de imagen. La intensidad podría estar ponderada de forma
no lineal tal que los focos de puntos de imagen de intensidad más
alta que tengan un efecto mayor que el linealmente proporcional, tal
como elevando al cuadrado la intensidad del valor I_{i}. Podrían
usarse otras ponderaciones no lineales. En cualquier caso, es
posible ponderar los valores de intensidad I_{i} de diversas
formas para calcular los "centros" de los focos luminosos
sobre el sensor del frente de ondas.
En lugar de usar la cámara de ajuste 323 para
enfocar el sensor del frente de ondas 300, es posible enfocar el
sensor del frente de ondas 300 empleando la cámara de
micro-lentes 312 en base al espaciamiento de
centroides. Para un alineamiento adecuado del ojo E, cuando el
sensor del frente de ondas 300 se ha enfocado adecuadamente, los
centroides que aparecen en la cámara de micro-lentes
312 tienen un espaciamiento promedio que es igual a un
espaciamiento ideal. Cuando el foco es ligeramente miope, los
centroides tienen un espaciamiento promedio que es menor que el
espaciamiento ideal, y cuando es hipermétrope, es mayor que el
espaciamiento ideal. Comenzando con el trombón extendido, y de este
modo con enfoque miope, e introduciendo el trombón hasta que el
espaciamiento de los centroides que aparecen en la cámara de
micro-lentes 312 tiene un espaciamiento promedio
igual al espaciamiento ideal, el desenfoque está entonces
corregido. Preferiblemente se comienza con el enfoque de miopía
porque este corresponde a un cristalino del ojo E totalmente
relajado. El ojo E puede acomodarse realmente para un cierto grado
de hipermetropía, de modo que comenzando con un enfoque de miopía no
se induce tal acomodación en el ojo E. Este concepto se ilustra en
las Figuras 8A-10D. Refiriéndonos a la Figura 8A, se
muestran varios centroides reales tales como el centroide 500 que
aparece en la cámara de micro-lentes 312, que se
compara con los centroides ideales tales como el centroide 502. De
nuevo, los centroides ideales tales como el centroide 502 son los
centroides que aparecerían si se hubiese enfocado un ojo perfecto
empleando el prisma de trombón 314. En este punto, un espaciamiento
de centroides ideal 504 es aún mayor que un espaciamiento de
centroides real promedio ilustrado por el espaciamiento de
centroides 506. Asumamos, sin embargo, que el prisma de trombón 314
se introduce lentamente hasta que, como se ilustra en la Figura 8B,
los centroides reales como se ilustra por el centroide 508 tiene el
mismo espaciamiento que los centroides teóricamente ideales como se
ilustra por el centroide 510. Esto se ilustra por el espaciamiento
512 comparado con el espaciamiento ideal 504. En este punto, el
sensor del frente de ondas 300 está enfocado. Obsérvese que en un
ojo real E, los diversos centroides ilustrados por el centroide
508, no estarían alineados idealmente con los centroides teóricos
tal como el centroide 510 debido a otros efectos de mayor orden
sobre el ojo. Sin embargo, si el espaciamiento promedio de los
centroides es igual al espaciamiento ideal, esto indica que se ha
compensado el desenfoque.
La Figura 8D ilustra una técnica para determinar
el espaciamiento global de los centroides. En esta aproximación, se
determina un "centro" del eje Y para cada fila 520 de
centroides y un "centro" del eje X para cada columna. Eso
puede hacerse usando el centro de masas, el centro ponderado de
masas, u otras técnicas. A continuación los espaciamientos
\DeltaY_{n} y \DeltaX_{n} se suman, obteniendo un \DeltaY
y \DeltaX global. Obsérvese que este proceso podría ponderarse de
nuevo o de otra forma distinta que una simple suma. Finalmente, el
\DeltaY global se promedia con el \DeltaX global, obteniendo un
\Delta promedio. Este valor se usa a continuación para determinar
cuando está enfocado el sistema.
Refiriéndonos a la Figura 9, muestra el
espaciamiento ideal frente al espaciamiento real comparado para el
sensor del frente de ondas 300 enfocado a un gráfico. La Figura 8A
corresponde con un punto 550 sobre este gráfico, en donde el
espaciamiento ideal excede al espaciamiento real. La Figura 8B
corresponde a un punto 552, donde el espaciamiento ideal es igual
al espaciamiento real. El punto 554 corresponde al espaciamiento
ilustrado en la Figura 8C, en donde varios de los centroides reales
tales como el centroide 514 continúan expandiéndose hacia fuera
desde varios centroides ideales como se indica por el centroide 516.
Esto es, el espaciamiento de centroides promedio real 518 es ahora
mayor que el espaciamiento de centroides ideal 504. Como se ilustra
en el gráfico de la Figura 9, el punto 554 muestra que a medida que
introduce más y más el trombón, el enfoque se hace de
hipermetropía.
Como se apreciará, si el trombón del sensor del
frente de onda 300 se introduce hasta que se alcanza el punto 552,
y de esta forma el espaciamiento teórico de centroides promedio 504
iguala el espaciamiento real de centroides promedio 512, el sensor
del frente de ondas 300 estará enfocado. Esto permite la eliminación
de la cámara de ajuste 323 y enfocar usando la cámara de
micro-lentes 312, pero sin que se requiera examinar
cada uno de los centroides individuales para ver la "difusión"
en el centroide. Esto es, se emplea para enfocar el espaciamiento
de centroides en oposición a la nitidez.
Preferiblemente, esta técnica de enfoque se
controla por el sistema de control del sensor del frente de ondas
300.
Refiriéndonos a la Figura 9, se ve que hay un
intervalo 556 sobre el cual puede moverse el trombón en el sensor
del frente de ondas 300 y permanece aún el espaciamiento de
centroides sobre el promedio ideal y de esta forma el ojo E enfoca.
Esto es porque el ojo E puede acomodarse en un intervalo, tal como
de 2 a 4 dioptrías, comprimiendo el cristalino dentro del ojo E.
Esto se ilustra en las Figuras 10A-10D. En la Figura
10A, que correspondería al punto 550 en el gráfico de la Figura 9,
el punto focal 558 cae delante de la retina 560. El punto focal 558
es el resultado de un cristalino relajado 562 y la cornea 564. A
medida que el trombón del sensor del frente de ondas 300 se
introduce, el punto focal se mueve hacia la retina 560, obteniendo
en la Figura 10B el punto focal 566, que cae sobre la retina 560, y
de esta forma el ojo está enfocado. Esto corresponde al punto 552
en la Figura 9. A medida que el trombón se introduce más, si el ojo
E no se acomoda, el punto focal 568 en la Figura 10C caería más
allá de la retina 560. Pero refiriéndonos a la Figura 10D, en cambio
el cristalino 562 se acomoda, obteniéndose una forma del cristalino
570, y manteniéndose el punto focal 572 sobre la retina 560. Esto
cuenta para el intervalo 556 en la Figura 9 sobre la cual el
espaciamiento de centroides permanece esencialmente constante. Una
vez que se alcanza el intervalo de acomodación del cristalino
acomodado 570, sin embargo, el punto focal se extenderá de nuevo
más allá de la retina 560, obteniéndose el punto 554 en el gráfico
de la Figura 9.
Monitorizando el espaciamiento promedio de los
centroides reales, el sensor del frente de ondas 300 puede usarse
por lo tanto también para determinar el intervalo global de
acomodación del cristalino 562. Introduciendo el trombón lentamente
y monitorizando constantemente el espaciamiento promedio de los
centroides, se determina el intervalo 556 en la Figura 9.
Esencialmente, una vez que el ojo se enfoca, a medida que se
introduce el trombón aumentando la potencia dióptrica, el ojo E se
acomoda comprimiendo el cristalino como se ilustra por el
cristalino 570. Esto continúa hasta que se alcanza el punto 555 en
la Figura 9, en el cual la lente ya no puede comprimirse y
acomodarse, y el espaciamiento de centroides comienza a expandirse
de nuevo. Determinando estos dos valores, puede evaluarse el
intervalo global de acomodación del ojo.
Como se ha tratado anteriormente, el
espaciamiento de centroides es una alternativa al uso de la cámara
de ajuste 323 para enfocar el sensor del frente de ondas. Más
generalmente, el espaciamiento de centroides es una alternativa a
enfocar centroides individuales. Pero cualquiera que sea la técnica
de enfoque utilizada, el intervalo de acomodación global puede
determinarse usando la técnica anterior.
La capacidad del sensor del frente de ondas 300
para forzar el ojo a acomodarse, y para monitorizar los centroides
mientras que lo hace, puede emplearse para evaluar el cambio de la
forma el cristalino 562, como se ilustra en la Figura 11 y las
ecuaciones de la Figura 12. En la Figura 11, se muestra el
cristalino relajado 562 y un cristalino completamente acomodado
570. El frente de ondas W se determina por la cámara de
micro-lentes 312, y este frente de ondas W depende
tanto del frente de ondas W_{cornea} como del frente de ondas
W_{cistalino} como se ilustran ambos en la Figura 11. Se
apreciará que el frente de onda de la córnea W_{cornea} permanece
esencialmente constante, mientras que el frente de ondas
W_{cristalino} cambia dependiendo de la cantidad de acomodación
en el cristalino 562.
Refiriéndonos a la Figura 12, esto se ilustra
con referencia a la Figura 9. Cuando se alcanza el punto 552 en el
gráfico, se captura el frente de ondas W_{\infty}. Este frente de
ondas W_{\infty} es igual al frente de onda W_{cornea} más el
frente de ondas W_{cristalino} con el cristalino relajado. El
trombón se introduce hasta que se alcanza el punto 555, en cuyo
punto se captura un frente de ondas W_{0}, un frente de ondas
totalmente acomodado, que de nuevo es igual a W_{cornea} más
W_{0cristalino}. Como se indica por las ecuaciones, el cambio en
el frente de ondas del cristalino \DeltaW_{cristalino} es por lo
tanto igual a W_{\infty} menos W_{0}. Pero con el sensor del
frente de ondas, el cambio de forma del cristalino esencialmente se
convierte en el cambio de forma del frente de ondas multiplicado por
una constante que depende de las características refractivas del
cristalino con relación al fluido que le rodea. Por lo tanto, el
cambio de forma \Deltaforma es igual a k, una constante, por
\DeltaW_{cristalino}. Aunque el cambio en el frente de ondas
\DeltaW_{cristalino} se ha tratado solamente como resultante de
cambios en el cristalino, el \DeltaW_{cristalino} es más
adecuadamente el cambio global en la aberración del ojo durante el
proceso de acomodación. Por ejemplo, si la acomodación afecta a la
forma de la córnea, entonces el cambio de forma también contribuirá
a la componente \DeltaW_{cristalino}.
De este modo, el sensor del frente de ondas
puede usarse para evaluar el cambio en la forma de cristalino del
ojo (o más generalmente, la óptica del ojo) cuando el ojo se
acomoda.
Claims (10)
1. Una técnica para enfocar un sensor de frente
de ondas (300) que crea imágenes aéreas que forman centroides (500,
502, 508, 510, 514, 516) que comprende las etapas de:
monitorizar el espaciamiento de los centroides
(506, 512, 518);
ajustar el foco del sensor, y
determinar cuándo está enfocado el sensor
determinando cuándo el espaciamiento promedio de centroides es igual
al espaciamiento de centroides del sensor enfocado (504).
2. El método de la reivindicación 1, en el que
se ajusta el foco desde miope a hipermétrope.
3. El método de la reivindicación 2, para
determinar además el intervalo de acomodación que comprende además
las etapas de:
después de determinar cuándo está enfocado el
sensor, continuar ajustando el enfoque hasta que el espaciamiento
de centroides comienza a cambiar de nuevo; y
determinar el intervalo de acomodación como la
diferencia entre la potencia focal del sensor cuando el
espaciamiento de centroides se iguala al espaciamiento de
centroides del sensor enfocado y la potencia focal cuando el
espaciamiento de centroides comenzó a cambiar de nuevo.
4. El método de la reivindicación 3, para
determinar además el cambio de forma del cristalino de un ojo en su
intervalo de acomodación, que comprende además las etapas de:
capturar el frente de ondas cuando el sensor
enfoca;
captura el frente de ondas cuando el sensor del
frente de ondas se desenfoca de nuevo; y
determinar la diferencia entre los dos frentes
de onda capturados.
5. El método de la reivindicación 4, que
comprende además la etapa de:
determinar el cambio de la forma de los
componentes ópticos del ojo que será la diferencia de los dos
frentes de ondas multiplicados por una constante.
6. Un sensor de frente de ondas (300), que
comprende:
una matriz de micro-lentes (324)
adaptada para recibir una imagen de una foco luminoso sobre la
retina de un ojo y para crear imágenes aéreas del foco
luminoso;
un sensor (312) adaptado para recibir las
imágenes aéreas desde una matriz de
micro-lentes;
ópticas de enfoque (314) que ajustan el foco del
sensor del frente de ondas;
un procesador adaptado para recibir señales
desde un sensor correspondientes a las imágenes aéreas y para
determinar las aberraciones de la onda de las señales; y
un sistema de control del foco que ajusta el
foco del sensor del frente de ondas realizando el ordenador las
etapas implementadas de:
monitorizar el espaciamiento (506, 512, 518) de
las imágenes aéreas (500, 502, 508, 510, 514, 516);
ajustar el foco del sensor, y
determinar cuándo está enfocado el sensor
determinando cuándo el espaciamiento promedio de las imágenes aéreas
iguala al espaciamiento de la imagen aérea del sensor enfocado.
7. El sensor del frente de onda de la
reivindicación 6, en el que el foco se ajusta desde miope hasta
hipermétrope.
8. El sensor del frente de ondas de la
reivindicación 7, determinando el sensor además el intervalo de
acomodación, realizando el sistema de control de enfoque además las
etapas implementadas por el ordenador de:
después de determinar cuándo está enfocado el
sensor, continuar ajustando el foco mientras que el espaciamiento
de centroides comience a cambiar de nuevo; y
determinar el intervalo de acomodación como la
diferencia entre la potencia focal del sensor cuando el
espaciamiento de centroides es igual al espaciamiento de centroides
del sensor enfocado y la potencia focal cuando el espaciamiento de
centroides comienza de nuevo a cambiar.
9. El sensor del frente de ondas de la
reivindicación 8, determinando el procesador además el cambio de
forma del cristalino de un ojo en su intervalo de acomodación,
realizando el procesador y el sistema de control de enfoque además
las etapas implementadas por el ordenador de:
capturar un frente de ondas cuando el sensor
enfoca;
capturar un frente de ondas cuando el sensor del
frente de ondas desenfoca de nuevo; y
determinar la diferencia entre las dos capturas
de frentes de onda.
10. El sensor del frente de ondas de cualquiera
de las reivindicaciones 6 a 9, en el que el sistema de control de
enfoque emplea el procesador.
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