BR102022014004A2 - Equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho via método de deconvolução da função de transferencia óptica composta do sistema de lentes combinada com os efeitos ópticos oriundos do olho do paciente - Google Patents

Abstract

equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho via método de deconvolução da função de transferencia óptica composta do sistema de lentes combinada com os efeitos ópticos oriundos do olho do paciente. é descrito um equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho onde a imagem é capturada por sistema óptico especialmente desenhado e câmera digital de alta sensibilidade, cujas lentes são especialmente desenhadas para permitir o processamento digital via de-convolução da função transferência óptica e função de espalhamento de ponto resultante da combinação do sistema óptico do equipamento bem como do olho do paciente, correspondente ao processamento inverso da convolução dos efeitos ópticos causados pelo sistema de captura da imagem combinado com os efeitos ópticos do olho do paciente, obtido este pelo próprio equipamento durante o procedimento de exame. adicionalmente, é descrito um método de deconvolução para obtenção de imagem de fundo de olho.

Description

CAMPO DA INVENÇÃO

[01] A presente patente de invenção descreve um sistema optrônico para obtenção da imagem do fundo do olho. Mais especificamente compreende um equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho que transfere certas atribuições originalmente restritas ao conjunto óptico, ao sistema de processamento, que passa a cumprir parte do trabalho de obtenção de imagem, de forma a simplificar o conjunto óptica. Adicionalmente, é descrito um método de deconvolução para obtenção de imagem de fundo de olho mediante coleta de imagem por meios ópticos, cujas lentes são especialmente desenhadas para permitir o processamento digital via de-convolução da função transferência óptica e função de espalhamento de ponto resultante total do sistema, correspondente ao processamento inverso da convolução dos efeitos ópticos causados pelo sistema de captura da imagem combinado com os efeitos ópticos do olho do paciente.

ANTECEDENTES DA INVENÇÃO

[02] Os retinógrafos, também conhecidos como câmeras de fundo de olho, são instrumentos básicos para a prática da oftalmologia, permitindo registrar a imagem da retina do paciente, sendo muito importante para diagnosticar uma série de doenças e degenerações que causam cegueira e diminuição da capacidade visual.

[03] Os retinógrafos vêm sendo progressivamente aprimorados e o estado da técnica descreve sistemas ópticos complexos.

[04] Os documentos US7967438, US7470024 e EP1867273 revelam equipamentos que apresentam, em sua incorporação básica, dois sistemas ópticos distintos, denominados de sistemas de iluminação e de captação, que apresentam caminhos ópticos coaxiais e parcialmente sobrepostos.

[05] O sistema de iluminação tem a função de projetar no fundo do olho um padrão de iluminação uniforme, por intermédio de um feixe de luz cuidadosamente desenhado, enquanto o sistema de captação tem a função de capturar e registrar a imagem da retina e das outras estruturas da parede do fundo do olho, capturando uma fração da luz espalhada pela retina que emerge pela abertura pupilar e, por intermédio de complexo conjunto óptico, é encaminhando a um sensor de imagem, com a finalidade de registrar esta imagem para uso pelo médico.

[06] Os dois sistemas ópticos principais que compõe este equipamento estão suportados por estruturas e dispositivos mecânicos, fixos e ajustáveis, e ainda por circuitos elétricos e eletrônicos, servomecanismos. Nas versões mais modernas, é previsto ao menos um computador e programas aplicativos utilizados para o controle do equipamento, aquisição de dados, processamento de imagens e apresentação dos resultados.

[07] A complexidade do sistema óptico advém de diversas razões, sendo que as principais norteiam sua configuração. Normalmente o sistema de iluminação projeta um feixe cuja seção transversal apresenta a forma de um fino anel de luz, projetado na passagem pela pupila da íris, mas que continua sua divergência a partir desse ponto, atingindo o fundo do olho com uma distribuição uniforme de energia. Trata-se de uma variante da técnica de Kholler para produzir pupila uniformemente iluminada. Esse anel de luz deve cruzar o plano da pupila com diâmetro ligeiramente menor que a abertura pupilar, de maneira que o círculo externo do anel se ajuste na abertura, com a linha do anel percorrendo e centrado em sua periferia. O diâmetro interno deste anel se configura como a abertura útil para a captura da imagem da retina. A posição focal do anel coincide com o plano da pupila, fazendo com que a linha circular do anel seja a mais estreita possível nesse plano. Pelo princípio de Kholler, a partir deste plano a iluminação atravessa o cristalino e córnea do próprio paciente, produzindo padrão de iluminação sobre a retina.

[08] O sistema de captação inclui um conjunto óptico com comportamento típico de um telescópio ou luneta na arquitetura clássica de Kleper, ou seja, dois conjuntos de lentes que estão ajustados de forma que as distâncias focais se complementam, configurando a situação de conjugados infinitos, que o caracteriza como um sistema óptico afocal. Ou seja, a imagem da retina está sendo capturada pelo cristalino e córnea e projetada no infinito, e o sistema óptico de captação do instrumento continua projetando no infinito, mas seguindo a lei da invariância, ou seja, o produto da sua abertura angular pela dimensão da pupila de saída é uma constante. Aumentando a pupila, é diminuída a abertura angular e vice-versa. Note que aqui a pupila e córnea projetam no infinito, mas contém as aberrações que o olho do paciente porventura possui e, portanto, são transmitidas ao sistema.

[09] O sistema captador é construído com um conjunto de lentes captadoras colocadas imediatamente a frente do olho em exame, as vezes chamada de ocular captadora, e um conjunto de lentes que funcionam como seu complemento afocal. O sistema óptico afocal transmite a imagem projetada no infinito, e sendo capturada neste caminho por um outro sistema de lentes colocado imediatamente em seguida deste par, que tem por função convergir este feixe oriundo do fundo do olho para uma câmera digital de alta sensibilidade.

[010] Esta projeção de imagem é construída com uma objetiva focal à frente de um sensor de imagem, onde os elementos ópticos da objetiva focal estão colocados em dispositivo mecânico ajustável, que permite otimizar o foco da imagem exatamente sobre o sensor de imagem. Considerando que os próprios elementos ópticos do olho contribuem para o sistema de captação, a composição do sistema afocal com o olho funciona exatamente como um sistema invertido de um telescópio ou luneta mais o olho do observador, com a única diferença de que nesse caso o fundo do olho não é o receptor da imagem, mas se constitui no próprio objeto a ser observado.

[011] Os sistemas ópticos de iluminação e de captação satisfazem princípios conhecidos no estado da arte em oftalmologia, os quais estabelecem a necessidade de uma superposição parcial dos feixes de iluminação e captação, decorrente do fato de que os próprios elementos ópticos do olho inevitavelmente contribuem para ambos os sistemas. Além disso, para se obter uma iluminação uniforme do fundo do olho e uma captação frontal da imagem de retorno, torna- se muito conveniente a coincidência dos eixos ópticos e a utilização da lente ocular captadora como elemento comum aos dois sistemas ópticos principais do equipamento. Existe, assim, a mesma axialidade entre a iluminação e a captação de imagem.

[012] O sistema de iluminação descrito revelado nas arquiteturas do estado da técnica normalmente apresenta abordagem comum, onde um espelho é colocado no eixo óptico exatamente na posição da imagem da pupila e íris do paciente, tendo um orifício neste espelho. Os raios oriundos da retina passam por esse orifício e aqueles oriundos da pupila são refletidos e desviados. Assim, a projeção de um anel de iluminação neste espelho acaba por formar imagem deste anel de iluminação na pupila, que por sua vez acaba por produzir padrão Kholler uniforme sobre a retina. O braço óptico desta projeção se configura como sistema de iluminação onde são colocadas lâmpadas ou LEDS com adequada óptica de captura e colimação para formação deste anel.

[013] No entanto, nas arquiteturas do estado da técnica, o fato de o sistema de iluminação compartilhar com o sistema de captura da imagem traz o risco de aparecerem reflexões espúrias, prejudicando o desempenho da imagem e, por vezes, aparecendo imagens secundárias do anel de iluminação sobre o sensor, aparecendo assim no registro da retina.

[014] A presença de reflexões espúrias na imagem pode ser solucionada com a utilização de polarizadores de luz cruzados entre si nos dois sistemas, sendo que o polarizador colocado no sistema de captação possui orientação ortogonal aquele que é colocado no sistema de iluminação, ou seja, os polarizadores apresentam orientações cruzadas. A aplicação dessa estratégia, de baixo custo, reduz com muita eficiência a luz proveniente de reflexões nas lentes do sistema óptico e nas interfaces do próprio olho, como a córnea, como aquela proposta na US7967438. Sua desvantagem reside na redução da iluminação disponível e uma certa dificuldade na visualização de estruturas nervosas sobre a retina, devido a polarização destas.

[015] Outra técnica presente em retinógrafos de maior custo é a obstrução pura e simples dos reflexos, aonde no caminho óptico com destino ao sensor ou filme são colocados “pontos pretos”. Estas obstruções ficam no caminho óptico, impedindo a formação da imagem do reflexo. Esta abordagem, ainda que eficiente, tem a desvantagem de exigir desenho complexo e produzir imagem com não uniformidade e, às vezes, quando a dioptria do paciente é elevada, o surgimento de imagem secundária deste “ponto preto” sobre o sensor.

[016] Uma variante desta técnica consiste na obstrução dos raios de iluminação ao formarem o anel de iluminação. No documento BRPI0405706, o retinógrafo apresenta um anel de iluminação constituído por conjunto de fibras, ou alternativamente, com um conjunto de pequenos micros LEDs instalados em formato de anel, em suporte contendo orifício interno, onde se passa a imagem. O sistema de iluminação fica muito reduzido, porém aqueles raios que porventura causem reflexo incidente sobre o sensor, oriundos das superfícies da ocular captadora, têm que ser eliminados. Esta eliminação é obtida por meios mecânicos, ora por abertura fixas sombreando a captura da iluminação dos LEDS, ora por máscaras em formato de cones fazendo o papel de guias de onda, impedindo que certos raios atinjam a ocular captadora. Esta abordagem prejudica a uniformidade de iluminação e exige cuidadoso ajuste mecânico.

[017] Outra forma muito comum de se lidar com estas reflexões, seguindo a mesma abordagem anterior, porém mais bem elaborada e com sofisticação crescente, trata de cuidadosamente desenhar as superfícies da lente ocular captadora de maneira que as reflexões de cada superfície são anuladas por obstruções e escurecimentos, cuidadosamente projetados no caminho óptico da iluminação. Desta maneira, é pretendido que aqueles raios que eventualmente sejam refletidos e incidam sobre o sensor de imagem sejam anulados. Esta técnica é comumente empregada em retinógrafos mais sofisticados, às custas de complexos conjuntos ópticos. “Pontos pretos” são colocados em todo o sistema de iluminação, cada um posicionado precisamente no conjugado de imagem de cada reflexo, incluindo aqui aqueles oriundos da superfície do olho, ocular captadora e quaisquer elementos ópticos no caminho. Para cada reflexo, no sistema de iluminação são colocados “pontos pretos” que anulam todos aqueles raios que porventura fossem incidir no sensor. É a forma mais sofisticada, complexa e de melhor desempenho.

[018] Ambas as técnicas acima acabam por causar uma decorrência séria que se refere a complexidade da óptica, principalmente da lente ocular captadora junto ao olho do paciente, e o sistema de iluminação. A razão da complexidade decorre da sua tripla função, ou seja, capturar a imagem do fundo do olho ao mesmo tempo que produza iluminação uniforme, pela projeção de anel de iluminação sobre a pupila do paciente, e ao mesmo tempo que cada superfície da lente ocular de captação e iluminação não permita o surgimento de imagens fantasmas ou espúrias do anel de iluminação sobre o sensor de imagem.

[019] Desenhos complexos são resultantes desta necessária tripla funcionalidade, pois a qualidade da imagem é prejudicada quando se prioriza a eliminação dos reflexos, e por sua vez, caso a imagem não seja adequada, a função primordial do equipamento é prejudicada, ou seja, dificuldade de coletar boas imagens da retina.

[020] Assim, o estado da descreve complexas oculares captadoras, com vidros de baixo espalhamento, onde todas superfícies são tratadas com filmes de baixíssimo retro reflexão, conjugado aos cuidadosos arranjos desenhados para serem eliminados reflexos oriundo de cada superfície que esteja no percurso, incluindo o olho do paciente, e eventuais reflexões indiretas ou de segunda ordem que possam incidir no sensor.

[021] Dessa forma, visando aprimorar a técnica descrita no estado da arte, e associando com modernos métodos de processamento de imagens, é objeto da presente patente de invenção um equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho que transfere certas atribuições originalmente restritas ao conjunto óptico, ao sistema de processamento, que passa a cumprir parte do trabalho de obtenção de imagem, de forma a simplificar o conjunto óptica. Adicionalmente, é descrito um método de deconvolução para obtenção de imagem de fundo de olho mediante coleta de imagem por meios ópticos, cujas lentes são especialmente desenhadas para permitir o processamento digital via de-convolução da função transferência óptica e função de espalhamento de ponto resultante total do sistema, correspondente ao processamento inverso da convolução dos efeitos ópticos causados pelo sistema de captura da imagem combinado com os efeitos ópticos do olho do paciente. SUMÁRIO

[022] A invenção descreve um equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho que utiliza a função espalhamento de ponto, em termos do comportamento dos desvios e espalhamento de luz, causado tanto por aberrações ópticos quanto por outros efeitos geométricos e da natureza da luz, como os efeitos de difração, associado a técnicas de processamento computacional, permitindo compensar o comportamento óptico com cuidadosa compensação numérica no processamento da imagem final.

[023] A invenção descreve um equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho que prioriza o desenho óptico para obter poucos reflexos e promover a obtenção de função espalhamento de ponto (PSF, em inglês Point Spread Function) que seja fácil de ser “de- convoluidas”, permitindo significativa simplificação do desenho óptico.

[024] A invenção descreve um equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho que permite estabelecer o comportamento que um tipo de aberração está causando, e com base no efeito no PSF, estabelecer sua correção. Com isso, o nível de exigência do desempenho óptico poder ser relaxado, bastando que seu comportamento seja refletido no PSF de forma que seja possível o processamento computacional de seu efeito.

[025] A invenção descreve um equipamento optrônico para obtenção de imagem do fundo do olho que obtém a PSF do olho do paciente, ao menos nas regiões de maior interesse, e permite que o sistema efetue o cálculo da deconvolução já levando em conta os efeitos dos olhos dos pacientes que se tornam o principal causador de grandes aberrações, mesmo nos melhores equipamentos de retinografia.

[026] A invenção descreve um método de deconvolução da função de transferência óptica composta do sistema de lentes combinada com os efeitos ópticos oriundos do olho do paciente fundamentado pela teoria da óptica de Fourier onde, a partir da medida da contaminação dos pontos vizinhos é possível fazer a estimação de qual seria o valor correto no ponto central da vizinhança.

[027] A invenção descreve um método de deconvolução para obtenção de imagem de fundo de olho mediante coleta de imagem por meios ópticos, cujas lentes são especialmente desenhadas para permitir o processamento digital via de- convolução da função transferência óptica e função de espalhamento de ponto resultante total do sistema, correspondente ao processamento inverso da convolução dos efeitos ópticos causados pelo sistema de captura da imagem combinado com os efeitos ópticos do olho do paciente.

BREVE DESCRIÇÃO DAS FIGURAS

[028] A figura 1 apresenta a representação esquemática do sistema.

[029] A figura 2 apresenta a representação esquemática do sistema, evidenciando um sistema de iluminação alternativo.

[030] A figura 3A apresenta o dispositivo que compõe parte do sistema de iluminação evidenciando a vista frontal da peça composta por diversas fibras ópticas coladas e moldadas (11), que são unidas na extremidade inferior (12) e conformadas com secção circular (20) e na extremidade de saída superior (6) são conformadas formando um anel (19) , que por sua vez permite a formação de área vazada (18), a figura 3B apresenta a vista lateral, a figura 3C apresenta detalhamento da extremidade superior e a figura 3D apresenta detalhamento da extremidade inferior.

[031] A figura 4A apresenta uma configuração alternativa e simplificada do sistema óptico, onde a fibra óptica (1 1) é substituída pelo anel (51), alternativa presente na arquitetura contida na figura 2, item detalhado na figura 4B onde se apresenta os filtros polarizadores (55) dispostos sobre os LEDs (54) de iluminação.

[032] A figura 5 apresenta detalhamento do conjunto de iluminadores LED (22), presente na arquitetura alternativa contida na figura 1 .

[033] A figura 6 apresenta o detalhe do plano focal, correspondendo a parte onde se registra a imagem obtida sistema de captação que inclui a lente ocular ou captadora (7), presente na figura 1 e 2, que compõe junto a lente afocal (8) e a lente objetiva (9), atingem o divisor de imagem (13) e o sensor de imagem (10), bem como o plano de emissão matriz de micropontos iluminados (31).

[034] A figura 7B apresenta a matriz de micropontos (31) dotada uma placa coberta por material fosco e altamente absorvente de luz com uma série de micro furos (34), detalhado na figura 7B, que por sua vez apresenta a vista em corte AA evidenciando detalhamento da matriz de pontos (31).

[035] A figura 8 mostra a representação do conceito da função espalhamento de ponto que será aplicado para permitir o processamento da imagem obtida.

[036] A figura 9 apresenta a representação do princípio de obtenção do PSF do olho do paciente e a formação do conjunto de PSF no campo de visada e foco.

[037] A figura 10 apresenta a representação esquemática do processamento da imagem obtida visando a retirada dos efeitos da óptica do equipamento e da óptica do olho do paciente para obtenção da imagem filtrada, o princípio geral da deconvolução dos efeitos conjugados.

DESCRIÇÃO DETALHADA DA INVENÇÃO

[038] O sistema optrônico, figuras 1 e 2, para obtenção de imagem do fundo do olho, objeto da presente patente de invenção, compreende a associação de um sistema de iluminação e de um sistema de captação, ambos com caminhos ópticos coaxiais definido pelo eixo óptico (5), com a ocorrência de superposição no trecho entre o fundo do olho (1) e a extremidade de saída do arranjo de fibras ópticas (6).

[039] O sistema de iluminação tem a função de iluminar a retina no fundo (4) do olho (1) com um feixe de luz que deve apresentar duas características essenciais. A primeira é atravessar a parte frontal do olho pela sua região periférica da córnea (2) e através da abertura da pupila na íris (3), iluminação oriunda do anel iluminado da ponta da fibra (6), sendo esta iluminação capturada pela lente ocular (7), formando uma imagem de anel iluminado sobre a córnea (2). A segunda consiste em atingir a retina no fundo (4) do olho (1) com uma distribuição uniforme de energia sobre sua retina (4). O requisito de que a trajetória do feixe esteja contida exclusivamente na região periférica da parte anterior do olho, pela formação de um anel iluminado, tem o objetivo de ser evitada a reflexão e o espalhamento de luz no meio intraocular, deixando a região central da pupila e da córnea livre de iluminação intensa.

[040] O sistema de captação tem a função de capturar as imagens geradas no processo de iluminação, sendo constituído para esse fim por dois conjuntos de lentes (7) e (8) e uma câmera digital formada por lente (9) e sensor de imagem de alta sensibilidade (10). Os conjuntos de lentes (7) e (8) formam um sistema caracterizado como um telescópio afocal invertido, onde o primeiro conjunto de lentes (7) é denominado de lente captadora ou ocular e o segundo conjunto de lentes (8) se constitui na sua objetiva que funciona como o complemento afocal da lente captadora (7).

[041] O sistema de iluminação apresenta uma lente captadora 7, ponta da fibra com anel iluminado 6, fibra óptica 11 , cabeça da fibra 12 e um colimador de LEDS (22).

[042] O olho do paciente (1), sua córnea (2), a pupila ou íris (3) e a retina (4) representam o olho sendo iluminado profundamente, com o feixe atingindo uniformemente a retina no fundo do olho (4), depois de atravessar a parte frontal do olho que inclui a córnea, câmera anterior, íris, cristalino e abertura pupilar.

[043] O sistema de captação de imagem inclui a lente ocular ou captadora (7), a lente afocal (8), a lente objetiva (9), o divisor de imagem (13) e o sensor de imagem (10), conforme detalhado na figura 6, sendo constituído de câmera digital, e possuindo seu mecanismo de ajuste de foco (14), no eixo óptico principal (5). Compõe ainda um conjunto de filtros ópticos selecionáveis rotativos (15) e polarizador de luz (16) que procedem a aquisição da imagem formada pela luz refletida no fundo (4) do olho (1).

[044] A câmera é constituída de uma objetiva (9) que registra a imagem formada sobre um sensor de imagem do tipo CCD ou CMOS (10). O eixo óptico (5), comum de ambos os sistemas ópticos, deve ser ajustado pelo operador, durante o procedimento de medida, para aproximadamente coincidir com o eixo óptico do olho em exame.

[045] Na figura 1 também se verificam as distâncias que definem os planos da pupila (3) e da extremidade de saída do arranjo de fibras ópticas (6) como distâncias conjugadas pela atuação da lente captadora (7), quando considerada como elemento integrante do sistema de iluminação. Entretanto, quando considerada como elemento integrante do sistema de captação ou de captura de imagem, a lente captadora (7) coleta a luz que emerge da pupila (3) e uma imagem real primária (17) se forma logo após esta lente (7), formando uma imagem intermediária do fundo do olho, cujos feixes são colimados por essa lente captadora (7), passando pelo orifício de passagem (19) presente no anel de iluminação (6), formando assim o feixe de captação, em uma imagem real primária (17) que pode apresentar pequena variação dependendo da dioptria do olho do paciente (1). Essa imagem real primária (17), por sua vez, é focada sobre o sensor de imagem (10), pela atuação conjunta da lente objetiva do sistema afocal (8) e da objetiva da câmera (9), depois que o feixe de captação atravessa o orifício (19) do arranjo de fibras ópticas (6). Convém salientar que os próprios elementos ópticos do olho 1 atuam conjuntamente com a lente captadora 7 na formação da imagem real primária 17.

[046] Na figura 3 é apresentado o detalhamento do sistema de iluminação completo, onde é evidenciada a técnica utilizada neste sistema, que produz um feixe de luz anular para penetrar no globo ocular (1) através da periferia da parte anterior do olho e iluminar uniformemente toda extensão do fundo do olho (1) na retina (4). Uma peça composta por diversas fibras ópticas coladas e moldadas (11) são unidas na extremidade inferior (12) e conformadas com secção circular (20) e na extremidade de saída superior (6) formam um anel (19) possuindo orifício vazado (18), de forma que entre as extremidades as fibras ópticas acabam por configurar uma forma geométrica curva e alongada (11).

[047] Na extremidade inferior (12) as fibras ópticas são fixadas por cinta metálica, formando círculo onde será incidida a fonte de luz LEDs.

[048] O anel (19) permite uma excelente compactação das fibras ópticas e seu bom polimento, permitindo a emissão uniforme e bom aproveitamento do acoplamento do feixe proveniente da fonte de luz que entra em sua extremidade (20).

[049] No anel vazado (19) disposto na extremidade (6) é prevista uma abertura (18) para a passagem da imagem de captação, no eixo óptico (5) pelo centro desse anel (19). O feixe anular é projetado da extremidade de saída das fibras ópticas (6) e atravessa o polarizador de luz (21), também com forma de anel para não obstruir o orifício (18) de passagem do feixe de captação.

[050] O arranjo de fibras ópticas (6), (11) e (12) possui geometria otimizada para captar o máximo de luz em sua extremidade de entrada (12) e conformada para produzir um anel de luz em sua saída (11), pelo posicionamento das fibras formando anel circular (19) com diâmetro interno entre 6 e 8 milímetros e com espessura da ordem de 1 a 2mm, utilizando fibras com diâmetro externo da ordem de 50 a 200 microns, unidas por cola óptica transparente. As superfícies são polidas para apresentar uniformidade de absorção e emissão.

[051] Na figura 1, a fonte de luz utilizada é constituída por conjunto de LEDS (22) acoplada por lentes (23) a extremidade de entrada (12) da peça (11), na qual tem a função de focalizar o máximo possível de luz emitida pelos LEDS (22) na entrada do feixe de fibras, levando em conta o diâmetro dessas fibras e sua abertura numérica óptica.

[052] Na figura 5 é apresentado o detalhamento do conjunto de iluminadores LED (22), com o auxílio do conjunto de lentes condensadoras (23), cuja função é focalizar a luz emitida pelos LEDs (22) na entrada do arranjo de fibras (12), pelo alinhamento de suas respectivas aberturas numéricas e diâmetros.

[053] O conjunto de LEDs compreende LEDs IR, no comprimento de onda infravermelho 910nm (24), indicado para induzir fluorescência da indocianina verde, LEDS branco (25) para permitir flash rápido e imagens de fundo coloridas, ou também LEDS de bandas coloridas determinadas, como vermelho (26), azul (27) e verde (28). Devido a rápido acionamento e seleção de combinação destes LEDS (24-28), é possível iluminar em qualquer cor desejada, bem como via sincronismo com o detector principal (10), coletar várias fotos monocromáticas iluminadas com determinado comprimento de onda, de forma a criar uma imagem colorida combinada sem a perda espacial resultante em sensores comuns, aonde o filtro Bayer RGB é colocado sobre os pixels. Assim, o detector monocromático (10) aumenta a sensibilidade, permitindo a composição RGB, IR e B&W, utilizando um sensor monocromático.

[054] O conjunto de filtros ópticos (29) do sistema de iluminação (6) é posicionado imediatamente antes da entrada do arranjo de fibras ópticas (12). Estes filtros ópticos (29) permitem a seleção de determinados comprimentos de onda, específicos para auxiliar em certos exames, tais como na retinografia anerítica, também conhecida como “red free”, bem como na indocianina verde. A roda de filtros complementares (15) é colocada sobre o caminho óptico, diretamente próximo ao detector principal (10), de forma que seja possível combinar o conjunto de iluminadores LED (22) com o filtro de iluminação (29) e agindo de forma complementar ou seletiva com o filtro de recepção (15), abrindo diversas possiblidades de imageamento dedicado ao específico caso do paciente.

[055] O feixe de iluminação produzido pelo arranjo de fibra óptica (6), (11) e (12) projeta um feixe de luz anular relativamente intenso, se comparado a quantidade de luz que retorna refletida pelo fundo do olho (4) sobre o mesmo caminho óptico (5), e que representa apenas uma fração mínima da intensidade do feixe de iluminação. O feixe possui a forma de um anel extremamente fino em sua passagem pela pupila (3), com diâmetro ligeiramente menor que a abertura pupilar e aproximadamente concêntrico ao eixo óptico do olho.

[056] Na figura 1 é possível visualizar o feixe de luz sendo emitido perifericamente na extremidade de saída (6) do arranjo de fibras ópticas, e atingindo a lente captadora (7), sendo focalizado como anel concêntrico ao círculo que define a periferia da pupila (3), e divergindo a partir desta para iluminar uniformemente o fundo do olho e sua retina (4).

[057] A lente captadora (7) é colocada em oposição ao olho em exame (1), e deve receber toda a luz que atravessa a abertura pupilar (3) retornando do fundo do olho (4), subtendida por ângulo de campo de visada (30), nesta incorporação entre 22,5° e 30° de semiabertura, enquanto a lente objetiva do sistema afocal (8), exatamente posicionada no conjugado da lente captadora (7), forma um par afocal, e assim projetando adiante um feixe colimado para o infinito. A lente captadora (7) deve ser posicionada bem próxima e coaxial na córnea do olho (2), em distância típica de 30 a 45mm. Nesta incorporação, os feixes de iluminação e coleta da imagem são coaxiais. A construção mais adequada para que os feixes sejam coaxiais é aquela em que o feixe de captação passe pelo orifício (18) do anel (19). O projeto funcional da lente captadora (7) e do orifício central (18) do arranjo de fibras ópticas deve satisfazer aos requisitos desses dois sistemas simultaneamente. A câmera digital que também compõe o sistema de captação é constituída por conjunto de lentes que formam a objetiva focal da câmera (9) que projeta a imagem oriunda do fundo do olho (4) sobre um sensor construído com matriz de elementos fotossensíveis (10) do tipo CCD ou CMOS.

[058] No sistema de captação, o conjunto dos filtros ópticos (15) e o polarizador de luz (16) estão posicionados entre a saída do sistema afocal, a lente (8) e a objetiva focal da câmera (9), uma vez que nesta região os raios do feixe de captação são paralelos pois acabam de emergir do sistema afocal.

[059] O conjunto de lentes de focalização (9) para formação da imagem é colocado à frente do sensor de imagem (10), sendo a lente (9) colocada logo na saída do sistema afocal (8) e ambos não interferem no desempenho do sistema de iluminação pois não estão no mesmo caminho óptico.

[060] A magnificação do sistema é mantida fixa pelas próprias características do sistema afocal formado pela lente (7) e (8), cujas lentes são mantidas rigidamente em suas posições para que vínculos importantes do sistema não sejam alterados. Contudo, é necessário o ajuste de foco devido a diferentes características dos olhos dos pacientes (1) e esta função é propiciado pela objetiva focal da câmera (9), que permite uma pequena alteração na magnificação. Para tanto um mecanismo de ajuste de foco (14) é comandado eletronicamente pelo controle central do equipamento, visando a obtenção da melhor imagem.

[061] O equipamento possui uma base fixa de sustentação a partir da qual é possível ajustar o corpo do equipamento com o sistema de projeção e de captação que são montados na base deslizante no corpo do equipamento, no plano horizontal quando em operação de aquisição de imagens.

[062] Na figura 6 é mostrado o plano focal, onde é disposto um sensor de imagem (10). Na frente do sensor de imagem (10) é previsto um divisor de feixe (13) com a função de permitir que uma matriz de pontos (31) esteja confocal ao sensor de imagem (10). Ou seja, a distância entre a matriz de pontos (31) está na mesma posição da imagem oriunda da retina (4), que incide no sensor de imagem (10).

[063] A figura 7A apresenta a matriz de pontos (31) dotada uma placa coberta por material fosco e altamente absorvente de luz com uma série de micro furos (34) com dimensão variando entre 0,1 e 0,02mm. Abaixo de cada micro furo, (34) é disposto um LED de potência (32) que, por intermédio de sistema óptico (33), concentra a luz pelo orifício de saída micro furo (34). Desta forma, cada LED (32) é comandado de forma individual e, quando acionado, produz ponto iluminado que permite a formação de uma imagem deste ponto sobre a retina (4) do paciente. Esta projeção de pontos carrega a informação tanto do sistema óptico do retinógrafo quanto do olho (1) do paciente. Este dispositivo permite, portanto, projetar uma imagem conhecida no fundo do olho do paciente e capturar seu retorno no sensor principal (10), registrando a informação da óptica do olho do paciente.

[064] Para o procedimento de coleta e processamento da imagem, o paciente é posicionado, sendo ligada a iluminação (22) ou (29), e de acordo com o exame desejado, e ajustado o foco (14), o filtro de recepção (15) e polarizador (16) para uma melhor imagem.

[065] Dependendo do exame desejado, os filtros são posicionados e a iluminação LED (22) é acionada. O sensor (10) é sincronizado com a iluminação, capturando as imagens em cada banda e armazenando.

[066] Uma vez capturada a imagem, é iniciado o processamento da deconvolução, conforme representado no esquema da figura 8.

[067] Conforme a literatura técnica, sempre que um sistema óptico coleta a imagem de um ponto, devido à natureza da luz e das aberrações existentes no sistema óptico, um ponto no plano do objeto (36) é transformado em um ponto borrado no plano de imagem (37), composto pela convolução sucessiva de todos os elementos do sistema óptico (38). Nesta transformação, conhecida como função espalhamento do ponto ou PSF, cada ponto da imagem é produto do PSF convolucionado com a função PSF da óptica (38), sendo seu produto aquele obtido no ponto na imagem (37). Este fenômeno pode ser tratado matematicamente pela função “convolução” e em determinados casos pode ser aplicado de forma inversa. Ou seja, sendo conhecido o comportamento do sistema óptico (38), ou seja, sua função PSF para cada região da imagem, e através da PSF obtida pelo sensor (10) na imagem, é possível estimar qual foi o objeto (36) que o causou. Assim, o princípio de funcionamento se resume em aplicar a convolução inversa nas imagens capturadas.

[068] No caso do retinógrafo, além do sistema óptico (38) existe o olho (1) do paciente, que tem sua óptica. Assim, as PSFs estão combinadas na imagem (37). Para a função deconvolução inversa funcionar é necessário conhecer o PSF do equipamento (38) e obter a PSF do olho (1) do paciente.

[069] Para conhecer a função PSF do equipamento, são utilizados colimadores desenhados para projetar uma imagem pontual no infinito. Esta imagem projetada no infinito é introduzida no equipamento, sem iluminação acionada deste, e para cada campo de visada a imagem resultante no sensor principal é capturada. Este conjunto de imagens são registradas e compõe a base dos registros de comportamento da óptica do equipamento armazenados em sua memória.

[070] Com base na função transferência óptica do colimador calibrado sendo conhecida, a imagem resultante no sensor do equipamento (10) é descontada desta e assim se obtém a PSF do equipamento (38). Uma varredura é feita ao longo do campo de visada bem como em diferentes profundidades de foco. Todo o conjunto de PSFs são armazenados formando um conjunto de matrizes PSF (56).

[071] Para ser obtida a PSF do olho (1) do paciente, se segue o procedimento mostrado na figura 9. Durante um exame, o paciente é posicionado, e o operador procura iluminar o centro do olho (1) e a retina (4), obtendo a melhor imagem preliminar. A partir daí o sistema desliga a iluminação principal (22) e aciona a matriz de pontos (31) para procurar o melhor foco. Os pontos presentes na matriz (31) formam uma matriz vertical e horizontal cobrindo campo angular sobre a retina (4).

[072] Na figura 9, exemplificativamente, os pontos p1 a p7 são ligados em sequência conhecida, que refletem no divisor de feixe (13), entram no sistema óptico (38), atingem o olho (1) do paciente e o fundo do olho na retina (4), aonde são produzidas imagens resultantes da matriz de pontos (31). Estas imagens, por sua vez, formam novos objetos que são capturados pela óptica do olho (1) do paciente, passam novamente pelo sistema óptico do equipamento (38) e vão atingir o sensor de imagem (10), produzindo os pontos convolucionados (37). Para tanto, o servo mecanismo (14) posiciona o plano focal, varrendo progressivamente em determinada faixa de distâncias, e o programa de computador coleta a imagem dos respectivos pontos sobre a retina (4). Neste processo, a iluminação (22) permanece desligada, sendo progressivamente os pontos da matriz (31) acionados em rápida sequência.

[073] Sendo conhecido o PSF da óptica do retinógrafo e coletando a imagem dos pontos (31) ao longo do campo de visada e ao longo de toda profundidade de foco, é possível a extração do PSF combinado para cada ponto iluminado. Todo o conjunto de PSFs cobrindo o campo de visada horizontal, vertical e de foco, é então armazenado na matriz de PSFs (56).

[074] E m seguida, é ligada novamente a iluminação (22), de acordo com o exame programado, e coletada a imagem do fundo do olho (1). Esta imagem é o produto da convolução da óptica do retinógrafo (38) e do sistema óptico do olho (1) do paciente. Ou seja, a imagem do fundo do olho obtida contém a degradação resultante combinada dos dois elementos mencionados.

[075] Na figura 10 é apresentado o processo de cálculo da deconvolução e obtenção da imagem filtrada. O processamento procura retirar de uma imagem obtida do fundo olho os efeitos da óptica do próprio olho e do equipamento, ambos conjugados.

[076] P rimeiramente a imagem do fundo do olho (39) é dividida em regiões, no mesmo número que aquele existente de pontos iluminados na matriz de pontos (31). Os segmentos são equivalentes às regiões dentro do campo de visada horizontal e vertical (30). Cada segmento da imagem do fundo do olho (39) é processado por intermédio da Transformada direta de Fourier (DFT) (40). O resultado é armazenado e designado como T1 (41). A PSF da óptica do retinógrafo, anteriormente armazenada, na região angular do segmento de imagem (42), é selecionada e processada por intermédio do DFT, produzindo o operador T2 (43). Como no espaço de Fourier a deconvolução equivale a divisão, a matriz T1 (41) é dividida por T2 (43), sendo obtida a matriz intermediária T3 (45). Em seguida é feita o processamento para retirada dos efeitos do olho do paciente. É importante notar que a obtenção da PSF do olho do paciente foi feita utilizando a matriz de pontos (31), conforme anteriormente descrito. Ocorre que trata-se de sistema de dupla passagem, ou seja, o sistema de pontos ópticos (31) na ida ilumina, e ao mesmo tempo na volta captura, sendo o efeito combinado o produto das duas passagens. Ou seja, os efeitos da óptica do equipamento (38) e do olho (1) do paciente foram convoluídos duas vezes na produção da imagem capturada (44).

[077] A PSF obtida do olho na região angular de interesse (44) é processada pela DFT resultando na matriz T4 (46). Sendo utilizadas as propriedades da deconvolução no domínio de Fourier, a matriz T2 (43) é elevada ao quadrado, e em seguida este resultante divide a matriz T4 (46). O resultado T5 (47) representa a PSF do olho sem os efeitos da óptica do equipamento, mas em duas passagens. Por esta razão, em seguida a matriz T5 (47) é submetida a sua raiz quadrada. O resultado é aplicado como divisor da matriz T3 (45), produzindo assim a matriz T6 (48) que representa a transformada DFT da imagem do fundo do olho sem os efeitos da óptica tanto do equipamento quanto do próprio olho. Assim, a imagem final do fundo do olho T7 (50) é obtida fazendo a transformada inversa da DFT (49).

[078] O processo é repetido para todos os segmentos angulares do olho e para os vários deslocamentos focais, todos representados na matriz de PSF (56). A montagem da imagem final é feita juntando-se os segmentos onde são escolhidos aqueles com melhor contraste da imagem. Desta forma, uma importante capacidade é decorrente, pois o melhor foco é escolhido em cada segmento, minimizando assim deformações localizadas da retina ou da córnea do paciente.

[079] Conforme apresentado na figura 2, em uma configuração alternativa e simplificada do sistema óptico, a fibra óptica (11) e o sistema de iluminação 22 são substituídos pelos elementos revelados na figura 4. A fibra óptica (11) é substituída pelo anel (51) que apresenta mini LEDS de diversos comprimentos de onda (54), tal como LED verde G, vermelho R, Azul B, brando W e Infra vermelho IR. A montagem dos LEDs (54) é simétrica ao longo do orifício do anel (51), permitindo a passagem da imagem pelo orifício, bem como produzindo padrão simétrico de iluminação na córnea (3) do paciente. Sobre os LEDs (54) são colocados filtros polarizadores (55), como presentes antes na ponta da fibra anel iluminado. Os LEDs (54) são ligados em sequência e o sensor de imagem (10) é sincronizado com esta iluminação, permitindo a montagem da imagem colorida.

[080] O equipamento pode ser configurado em quatro modos operacionais que realizam quatro tipos diferentes de exames oftalmológicos, aumentando sua aplicabilidade. A seleção da faixa espectral de trabalho é efetuada com uma combinação específica de filtros ópticos de acordo com o tipo de exame a ser realizado. Os sistemas ópticos de iluminação e captação foram otimizados para minimizar aberrações, principalmente a aberração cromática na faixa entre o azul e o infravermelho, entre 400 e 950 nanômetros, devido aos quatro tipos de exames que serão efetuados.

[081] O equipamento concebido permite que se realize os exames: imagem normal colorida, também denominado retinografia colorida ou “color”, onde são utilizados polarizadores de luz e uma combinação de filtros ópticos que permitem iluminação e captação em toda a faixa do visível; exame com ausência de luz vermelha, denominado retinografia arenítica ou “red free”, também com a utilização de polarizadores de luz e combinação de filtros ópticos que promovem iluminação com luz verde e captação em toda a faixa do visível; exame denominado de angiografia fluoresceínas ou “fluorescein angiography”, onde se utiliza a propriedade de fluorêscencia desta substância, que injetada previamente na corrente sanguínea do paciente, possibilita um contraste acentuado da imagem obtida em exame da vascularização superficial do fundo do olho, utilizando-se filtros para projeção de luz azul e captação de luz na faixa amarelo-verde; e exame na faixa do infravermelho, denominado angiografia indocianíníca ou “indocianine green” (ICG), onde se utiliza a propriedade de fluorescência na faixa do infravermelho desta substância, que injetada previamente na corrente sanguínea possibilita um contraste acentuado em exame da vascularização profunda do fundo do olho, utilizando-se filtros ou LEDS IR para projeção e captação de luz infravermelha, respectivamente em faixas distintas de comprimento de onda, sendo que este exame permite um exame profundo da coróide pois a retina é semitransparente ao infravermelho.

Claims (13)

1. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO caracterizadopor ser compreender: a) um sistema óptico de captação composto de câmera digital de alta sensibilidade, formada por sensor de imagem (10) e sistema óptico focal (9), utilizada para registrar a imagem capturada por um sistema óptico afocal, composto de lente de captação (7) e de seu complemento afocal (8); b) um sistema óptico de iluminação que compreende um arranjo conformado com feixe de fibras ópticas (6), (11), (12) e fonte de luz LED (22) para iluminar uniformemente o fundo do olho (4) com feixe de luz que apresenta forma anular na passagem pela parte anterior do globo ocular (2) e foco no plano da pupila (3); c) sistema óptico de captação e sistema óptico de iluminação com caminho óptico parcialmente comum sobre o eixo óptico (5) a partir do arranjo de fibras ópticas (6) até o fundo do olho (4), região em que ambos os feixes são coaxiais; d) sistema óptico de captação e sistema óptico de iluminação dotados de polarizadores de luz (21) e (16); e) um sistema integrado de controle e processamento (56) dotado de programa aplicativo.

2. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1, caracterizadopelo fato do sistema óptico de iluminação apresentar fonte de luz LED discretas (22) composto por LEDS branco (25), vermelho (26), azul (27), verde (28) e infravermelho (24), sobre ditos LEDs (22-28) sendo dispostas lentes colimadoras (23) para o acoplamento da luz oriunda dos LEDS na entrada da fibra óptica de iluminação (12), e uma roda de filtros espectrais (29) que constitui o arranjo conformado de fibras ópticas (6), (11), (12), que conduz e emite um feixe de luz com a forma de anel na sua extremidade de saída (06), que é projetado em formato anelar sobre a córnea (2), iluminando o fundo do olho (4) através da lente captadora (7).

3. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1 e 2 , caracterizado pelo fato do sistema de iluminação do feixe de fibras ópticas (6), (11), (12) ser modelado com a forma de um anel na sua extremidade de saída (6), e que se acumulam formando um círculo na sua extremidade de entrada (12) para permitir e acoplamento a fonte de luz (22); onde a peça conformada apresenta perfil curvo (11), possuindo um orifício coaxial ao anel na extremidade de saída do arranjo (19) e ao eixo óptico do sistema (5), utilizado como passagem do feixe de captação.

4. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1,2 e 3 caracterizadopelo fato do sistema óptico de captação apresentar um conjunto da lente captadora (7) e pelo conjunto de seu complemento afocal (8) que capturam a imagem do fundo do olho (4) para formar uma imagem real primária (17) em posição situada entre essas as lentes (7) e (8) e antes da posição do orifício central do arranjo de fibras ópticas (18), produzindo um feixe afocal para ser registrado em câmera digital de alta sensibilidade formada por sensor de imagem de matriz de elementos fotosensíveis (10) e objetiva focal (9), com ajuste longitudinal de foco (14) para compensar variação na dioptria do olho do paciente, após o feixe atravessar o polarizador de luz (16) e o filtro óptico passa faixa espectral selecionável (15).

5. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1,2,3 e 4 caracterizadopelo fato do sistema óptico de iluminação e do sistema óptico de captação apresentarem polarizadores de luz (16) e (21) onde o polarizador (21) do sistema de iluminação apresenta orientação ortogonal ao elemento polarizador (16) do sistema de captação; e onde o primeiro elemento (21) polariza linearmente o feixe de iluminação emitido com polarização aleatória na extremidade de saída do arranjo de fibras ópticas (6), e o segundo elemento (16) filtra a luz com componente de polarização perpendicular aquela orientação obtida pelo primeiro elemento (21).

6. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1,2, 3, 4 e 5 caracterizadopelo sistema de iluminação e pelo sistema de captação apresentar lente captadora (7) que conjuga a distância objeto da extremidade de saída do arranjo de fibras ópticas (6) e a distância imagem da abertura pupilar (3), quando considerada como componente do sistema de iluminação, e captura a imagem do fundo do olho formando uma imagem real primária em posição situada entre a própria lente captadora (17) e o orifício central do arranjo de fibras ópticas (18), quando considerada como componente do sistema de captação.

7. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1,2,3,4,5 e 6 caracterizadopelo sistema de processamento de imagem e controle (56) realizar a coleta de imagens pelo sensor (10) de forma sincronizada com o acionamento seletivo da iluminação (22) e filtros espectrais (15) e (29).

8. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1,2,3,4,5,6 e 7 caracterizadopor apresentar ajuste eletromecânico (14) para movimento longitudinal das lentes que formam a objetiva focal da câmera de captação (9).

9. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com a reivindicação 1,2 ,3,4,5,6,7 e 8 caracterizadopelo fato de possuir entre a lente da câmera de captação (9) e o plano focal com sensor de imagem (10) um divisor de feixe (13) que desvia parte do feixe para uma placa (31) contendo matriz de microfuros (34), sendo que em cada microfuro é disposto um LED de iluminação (32) e lente colimadora (33), dita placa (31) posicionada na mesma distância focal da formação da imagem da retina (4), sobre o sensor de imagem (10), formando uma imagem correspondente no fundo do olho (4) e permitindo que o sensor de imagem (10) capture a imagem na retina do ponto iluminado correspondente (37) para que o sistema de processamento (56) calcule a função espalhamento de ponto PSF para aquele campo angular e foco.

10. EQUIPAMENTO OPTRÔNICO PARA OBTENÇÃO DE IMAGEM DO FUNDO DO OLHO, de acordo com qualquer uma das reivindicações anteriores, caracterizado por apresentar um anel (51) que apresenta mini LEDS de diversos comprimentos de onda (54) simétricos ao longo do orifício (55) do anel (51), sobre os LEDs (54) sendo colocados filtros polarizadores (55), sendo o sensor de imagem (10) sincronizado, substituindo a fibra óptica (1 1) e o sistema de iluminação (22).

11. MÉTODO DE DECONVOLUÇÃO DA FUNÇÃO DE TRANSFERENCIA ÓPTICA COMPOSTA DO SISTEMA DE LENTES COMBINADA COM OS EFEITOS ÓPTICOS ORIUNDOS DO OLHO DO PACIENTE, de acordo com a reivindicação de 1 a 11, caracterizado pelo fato da PSF do olho (1) do paciente ser obtida pelas etapas: a) iluminado o centro do olho (1) e a retina (4) do paciente; b) desligada a iluminação principal (22) e acionada a matriz de pontos (31); c) pontos presentes na matriz (31) formam uma matriz vertical e horizontal cobrindo campo angular sobre a retina (4); d) os pontos iluminados são projetados sobre a retina (4) gerado novos objetos que são capturados pela óptica do olho (1) do paciente, passando pelo sistema óptico do equipamento (38) para o sensor de imagem (10), produzindo os pontos convolucionados (37), em cada ajuste de foco (14).

12. MÉTODO DE DECONVOLUÇÃO DA FUNÇÃO DE TRANSFERENCIA ÓPTICA COMPOSTA DO SISTEMA DE LENTES COMBINADA COM OS EFEITOS ÓPTICOS ORIUNDOS DO OLHO DO PACIENTE utilizando o equipamento reivindicado em 1, caracterizado por compreender as etapas: a) capturada a imagem (37); b) obtida a PSF do olho (1) do paciente; c) imagem do fundo do olho (39) é dividida em regiões, no mesmo número que aquele existente de pontos iluminados na matriz de pontos (31), e em diversos ajuste do foco (14) d) processamento de cada segmento da imagem do fundo do olho (39) por intermédio da Transformada direta de Fourier (DFT) (40) e) resultado é armazenado na matriz de PSFs (56) e designado como T1 (41); f) PSF da óptica do equipamento armazenada na matriz de PSFs (56) é processada por intermédio do DFT, produzindo o operador T2 (43); g) matriz T1 (41) é dividida por T2 (43), sendo obtida a matriz intermediária T3 (45); h) efetuando processamento para retirada dos efeitos do olho (1) do paciente mediante PSF obtida do olho (1) na região angular de interesse (44) sendo processada pela DFT resultando na matriz T4 (46); i) matriz T2 (43) é elevada ao quadrado, e em seguida este resultante divide a matriz T4 (46), resultando na matriz T5 (47) que representa a PSF do olho sem os efeitos da óptica do equipamento, mas em duas passagens; j) matriz T5 (47) é submetida a sua raiz quadrada, sendo o resultado aplicado como divisor da matriz T3 (45), produzindo assim a matriz T6 (48) que representa a transformada DFT da imagem do fundo do olho sem os efeitos da óptica tanto do equipamento quanto do próprio olho; k) transformada inversa da DFT (49) obtém a imagem final do fundo do olho T7 (50); l) processo repetido para todos os segmentos angulares do olho e para os vários deslocamentos focais (14) representados na matriz de PSF (56); m) montagem da imagem final (50) mediante junção dos segmentos com melhor contraste da imagem.

13. MÉTODO DE DECONVOLUÇÃO DA FUNÇÃO DE TRANSFERENCIA ÓPTICA COMPOSTA DO SISTEMA DE LENTES COMBINADA COM OS EFEITOS ÓPTICOS ORIUNDOS DO OLHO DO PACIENTE, de acordo com a reivindicação 1 1, caracterizado pelo fato da PSF do olho (1) do paciente ser obtida pelas etapas: e) iluminado o centro do olho (1) e a retina (4) do paciente; f) desligada a iluminação principal (22) e acionada a matriz de pontos (31); g) pontos presentes na matriz (31) formam uma matriz vertical e horizontal cobrindo campo angular sobre a retina (4); h) os pontos iluminados são projetados sobre a retina (4) gerado novos objetos que são capturados pela óptica do olho (1) do paciente, passando pelo sistema óptico do equipamento (38) para o sensor de imagem (10), produzindo os pontos convolucionados (37).