ES2187394T3 - Sensor de frente de onda con modos de haz multipotencia. - Google Patents
Sensor de frente de onda con modos de haz multipotencia.Info
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Abstract
Un sensor de frente de onda mejorado para determinar aberraciones de onda del ojo, que incluye: una disposición de lentillas adaptada para recibir una imagen de un punto luminoso sobre una retina del ojo y para crear imágenes aéreas del punto luminoso; un sensor destinado a recibir las imágenes aéreas de la disposición de lentillas; un procesador adaptado para recibir señales procedentes del sensor correspondientes a las imágenes aéreas y para determinar las aberraciones de onda a partir de las señales, comprendiendo la mejora una cámara de ajuste destinada a ayudar a enfocar las imágenes aéreas de la disposición de lentillas sobre el sensor.
Description
Sensor de frente de onda con modos de haz
multipotencia.
La presente invención se refiere a una
herramienta oftálmica de diagnóstico de aberración de frente de onda
que incluye componentes ópticos que mejoran su sensibilidad. La
invención se refiere también a sistemas que utilizan la herramienta
mejorada para cirugía refractiva oftálmica.
Durante una serie de años pasados, el campo de la
oftalmología ha visto grandes progresos en el desarrollo de
tratamientos refractivos destinados a corregir la visión del ojo.
Estas técnicas han evolucionado desde la técnica de queratotomía
radial anterior, en la que unas hendiduras en la córnea permitían a
ésta relajarse y reconformarse, hasta técnicas actuales que
incluyen queratectomía fotorrefractiva ("PRK"), queratectomía
laminar anterior ("ALK"), queratomileusis in situ por
láser ("LASIK") y técnicas térmicas tales como queratoplastia
térmica por láser ("LTK"). Todas estas técnicas procuran
proporcionar una corrección de la visión relativamente rápida pero
duradera.
Con el desarrollo y los refinamientos de estas
técnicas se ha hecho posible una mayor precisión en la corrección
de errores refractivos. En los tipos anteriores de tratamientos, la
precisión de la corrección era relativamente tosca. Por ejemplo,
proporcionar una corrección hasta dentro de más o menos una
dioptría de la corrección deseada para la miopía se consideraría un
excelente resultado. Sin embargo, los tipos de tratamientos se han
ido refinando progresivamente, permitiendo que se corrijan defectos
más sutiles. La miopía y la hiperopía pueden corregirse ahora hasta
un elevado grado de precisión con las técnicas actuales y,
utilizando láseres excímeros, pueden corregirse también efectos de
orden alto, tales como asfericidad y astigmatismo irregular.
Al mismo tiempo, han progresado también las
herramientas de diagnóstico para determinar cuál es la corrección
necesaria. Utilizando sistemas de topografía, pueden determinarse y
corregirse defectos de visión con independencia de su
"regularidad". Tales técnicas se describen en la Patente U.S.
Nº 5.891.132, titulada "Sistema de cirugía distribuida por láser
excímero", concedida el 6 de abril de 1999. Una variedad de
nuevos sistemas de topografía, sistemas de paquimetría, sensores de
frente de onda y sistema globales de detección de error refractivo
pueden detectar no sólo las cantidades de miopía, hiperopía y
astigmatismo, sino también aberraciones de orden más alto de las
propiedades refractivas del ojo.
La detección de aberraciones de frente de onda en
el ojo humano para fines tales como cirugía intraocular y
fabricación de lentes de contacto y lentes intraoculares se
describe, por ejemplo, en Liang et al., "Objective
measurements of wave aberrations of the human eye with the user of a
Hartmann-Shack wave-front
sensor", Revista de la Optical Society of America, vol. 11, nº 7,
julio de 1994, pgs. 1-9. Esa técnica se resumirá con
referencia a la figura 1. Un haz de luz procedente de un diodo láser
u otra fuente de luz adecuada es dirigido hacia la pupila e incide
sobre la retina. Un haz (o frente de onda, como se ilustra en la
figura 1) es reflejado por la retina y sale de la pupila.
Típicamente, la luz entrante y saliente sigue una trayectoria óptica
común; la luz entrante es llevada a la trayectoria óptica común con
un divisor de haz. El haz saliente se aplica a un detector
Hartmann-Shack para detectar las aberraciones. Tal
detector incluye una disposición de lentillas que descompone la luz
en una disposición de puntos y enfoca los puntos sobre un detector
acoplado por carga (no mostrado en la figura 1) u otro detector de
luz bidimensional. Cada punto está situado de manera que se
determine su desplazamiento \Delta respecto de la posición que
ocuparía en ausencia de aberraciones de frente de onda, y los
desplazamientos de los puntos permiten la reconstrucción del frente
de onda y, por tanto, la detección de las aberraciones por medio de
técnicas matemáticas conocidas. En la figura 1, \theta es la
pendiente de frente de onda localmente promediada delante de la
disposición de lentillas y está relacionada con el desplazamiento
del punto y la longitud focal de la lentilla por \theta =
\Delta/f, como se apreciará también por los expertos en la
técnica.
En J. Liang y D. R. Williams, "Aberrations and
retinal image quality of the normal human eye", Revista de la
Optical Society of America, vol. 4, nº 11, noviembre de 1997, pgs.
2873-2883, y en la patente U.S. nº 5.777.719 de
Williams et al. ("Williams") se enseñan mejoras a la
técnica de Liang et al. Williams muestra técnicas para
detectar aberraciones y para usar las aberraciones así detectadas
para la cirugía del ojo y la fabricación de lentes intraoculares y
de contacto.
La publicación de patente internacional WO
99/27334 (solicitud internacional PCT/US97/21688) ("Frey")
enseña una variación adicional que utiliza óptica de polarización
para controlar la retrodispersión desde las lentes en el ajuste del
detector. Al igual que Williams, Frey sugiere utilizar datos del
sensor de frente de onda para desarrollar una corrección óptica para
el ojo examinado. Más específicamente, la corrección óptica así
determinada está limitada a la apertura de la córnea medida por el
sensor, por ejemplo el círculo de 6 milímetros al que fue dilatada
la pupila del ojo cuando se midió el ojo. Fuera de esa área, Frey
sugiere utilizar una zona de combinación estrechada de ablación
parcial para minimizar los cambios severos en la curvatura córneal
y, por tanto, reducir la regresión. Otro aparato y método de la
técnica anterior se conoce por el documento
DE-A-4222395.
Estos sistemas y técnicas de diagnóstico tienen
el potencial de permitir la corrección de efectos fundamentales y
de orden más alto, especialmente cuando se utilizan con las técnicas
de corrección refractiva aún más refinadas, con la posibilidad de
que la corrección de la visión hasta mejor que 20/20 será algún día
la norma. Sin embargo, son necesarias técnicas mejoradas para
aplicar tecnología de diagnóstico avanzada a la cirugía
refractiva.
La invención es como se expone en las
reivindicaciones.
La figura 1 ilustra principios implicados en la
medición del frente de onda;
La figura 2 es un diagrama de bloques de un
sensor de frente de onda para uso en un sistema según la
invención;
La figura 3 es un diagrama de una imagen de
fijación ejemplar para uso en el sensor de frente de onda de la
figura 2;
Las figuras 4A y 4B son diagramas de prismas
implementados en el sensor de frente de onda de la figura 2;
La figura 4C es un diagrama de un sistema de
accionamiento para los prismas en la figura 5B según la
invención;
Las figuras 5A y 5B son diagramas que representan
datos típicos devueltos por el sensor de frente de onda de la figura
2 según la invención;
La figura 6 es una imagen de datos reales
devueltos desde un sensor de frente de onda según se ilustra en la
figura 2;
Las figuras 7A y 7B son representaciones de datos
de sensor de frente de onda borrosos devueltos por un sensor de
frente de onda, así como la generación de un centro de masa de los
puntos de datos del sensor de frente de onda;
Las figuras 8A-8D son diagramas
que ilustran el espaciamiento medio de centroides;
La figura 9 es un gráfico del espaciamiento medio
de centroides frente a correcciones refractivas;
Las figuras 10A-10D son vistas
recortadas de un ojo que ilustran puntos focales durante la
acomodación;
La figura 11 es una vista recortada de un ojo que
ilustra la contribución al frente de onda por diversos componentes;
y
La figura 12 muestra ecuaciones para calcular el
cambio de forma de un cristalino durante la acomodación.
Volviendo a la figura 2, se ilustra un diagrama
de bloques de un sensor de frente de onda 300 que es una
implementación preferida de esta invención. El sensor de frente de
onda 300 es similar en concepto al sensor de frente de onda de
Williams, pero incluye ciertas características adicionales que lo
hacen especialmente útil para recibir datos del iris y para definir
el enfoque de puntos luminosos sobre un sensor utilizado en la
determinación de las aberraciones del frente de onda del ojo.
Además, una serie de características encuentran aplicabilidad
general a dispositivos de medición del frente de onda, incluyendo
otras distintas de las de Williams. Tales dispositivos incluyen
dispositivos de exploración que no tengan una disposición de
lentillas y múltiples dispositivos de haz, por ejemplo aberrómetros
Tschering y aberrómetros de trazado de rayos. En general, el sensor
de frente de onda 300 enfoca o explora una luz (típicamente un
láser) sobre la retina de un ojo y analiza a continuación la luz
devuelta (es decir, retrodispersada desde la retina) a través del
cristalino y la óptica córneal del ojo y transformada en imagen
sobre una disposición de lentillas y enfocada por ésta. Basándose
en las aberraciones ópticas en la óptica del ojo, el sistema
desarrolla un análisis global de aberración de frente de onda a
partir de la luz devuelta. En general, para realizar el análisis, la
luz devuelta se convierte en imágenes aéreas configuradas por una
disposición de lentillas sobre un sensor de la cámara de lentillas.
A partir de estas imágenes, el sensor de frente de onda desarrolla
un mapa de aberración de frente de onda a partir del cual pueden
determinarse las correcciones que son necesarias para la óptica del
ojo y que producirían visión emetrópica o muy aproximadamente
emetrópica tras la corrección.
Para orientar adecuadamente el ojo E del
paciente, dos diodos láser 302 de 660 nanómetros mostrados en la
figura 2 pueden alinearse en ángulos con respecto al ojo E. Cuando
los puntos sobre el ojo E del paciente procedentes del diodo láser
302 confluyen en un solo punto por el ajuste apropiado del sensor de
frente de onda 300, o sea, los haces de salida de los diodos láser
302 (u óptica que dirige estos haces), el paciente o, por lo demás,
el ojo E se sitúa a una distancia focal precisa, o aproximadamente a
ella, en el sensor de frente de onda 300. Alternativamente, el ojo
E del paciente puede ser orientado de forma apropiada por un
médico, técnico u otro trabajador sanitario mirando a una imagen del
iris del ojo E para encontrar la distancia focal correcta a fin de
reducir la exposición total sobre el ojo E. En este caso, no son
necesarios lo diodos láser 302. Una fuente de luz, o sea, una
iluminación 304 del ojo, proporciona luz a una cámara de pupila 328
comentada más adelante.
Una vez que el ojo E está apropiadamente
alineado, recibe luz de una fuente de luz 306 (por ejemplo, un diodo
láser, tal como un diodo láser de salida de 780 nanómetros) a lo
largo de una trayectoria óptica hasta el ojo E. Preferiblemente, el
diodo láser 306 tiene más de un ajuste de potencia de salida (es
decir, modos de potencia doble o de potencia múltiple), al menos
uno a potencia más baja para la alineación y enfoque inicial y al
menos uno a potencia más alta para la creación de una imagen de
múltiples puntos en un sensor (por ejemplo, una cámara de
lentillas) 312 comentado más adelante. Por ejemplo, las potencias
típicas más baja y más alta son de 0,5 \muW y 30 \muW,
respectivamente. Estas potencias dependen de una serie de factores,
tales como el tiempo que el diodo láser 306 ha de permanecer
encendido a potencia más alta.
Una porción del haz del diodo láser 306 se
refleja en primer lugar desde un divisor de haz 308 (por ejemplo,
80% de transmitancia, 20% de reflectancia). El haz reflejado pasa a
través de un divisor de haz polarizante 310 que, en última
instancia, mejora la relación señal a ruido (o intensidad de la
señal) de la luz retrodispersada desde la retina del ojo que es
detectada finalmente por la cámara de lentillas 312, como se comenta
más adelante. El divisor de haz 310 polariza la luz recibida del
diodo láser 306, dejando pasar en general luz linealmente
polarizada a lo largo de una dirección y reflejando luz no
polarizada en esa dirección. La luz polarizada es hecha pasar a
continuación a través de un conjunto de trombón 314 que comprende
preferiblemente uno o más prismas que son trasladables como una
unidad o que son traslables uno con respecto a otro -comentado más
adelante en combinación con las figuras 4A y 4B- y que se usa para
ajustar el enfoque de la luz del diodo láser 306 sobre la retina
del ojo E, en cuyo punto la luz retrodispersada sobre la disposición
de lentillas lejos de la luz que incide sobre la retina se enfocará
también correcta o casi correctamente. La luz del conjunto de
trombón 314 es reflejada desde un espejo 316 y hecha pasar a través
de un divisor de haz 318 (por ejemplo, 20% de reflectancia, 80% de
transmitancia) y luego a través de una placa de onda 320 de
\lambda/4. La placa de onda 320 de \lambda/4 está orientada
para producir luz polarizada sustancialmente de forma circular a
partir de la luz linealmente polarizada. La importancia de esto se
apreciará en la discusión posterior de la luz retrodispersada
devuelta (la "luz devuelta") del ojo E al divisor de haz
polarizante 310.
Después de pasar a través de la placa de onda 320
de \lambda/4, la luz se enfoca entonces sobre la retina del ojo
E. La luz es retrodispersada o reflejada desde la retina y el punto
luminoso retrodispersado sobre la retina pasa de nuevo a través de
los componentes ópticos del ojo E, tal como el cristalino y la
córnea. En la trayectoria de retorno, la luz de la imagen
circularmente polarizada es retardada de nuevo por la placa de onda
320 para producir luz linealmente polarizada perpendicular a la luz
linealmente polarizada entrante formada en el primer paso a través
de la placa de onda 320, como se comenta anteriormente. Una porción
de la luz perpendicularmente polarizada vuelve a pasar entonces a
través del divisor de haz 318, se refleja desde el espejo 316, pasa
de nuevo a través del conjunto de trombón 314 y vuelve al divisor de
haz polarizante 310. En este punto, toda la luz o la mayor parte de
ella está polarizada perpendicularmente y es reflejada así
sustancialmente por el divisor de haz polarizante 310 y a
continuación por un espejo 322 hacia la cámara 312 de formación de
imagen por medio de lentillas. Para introducir algo de la luz
devuelta en una cámara de ajuste 323, comentada en mayor medida más
adelante, la placa de onda 320 puede inclinarse y/o hacerse girar
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. Se contemplan y se incluyen dentro del alcance de
la presente invención otros esquemas además de la inclinación o
rotación de la placa de onda 320 desde su orientación óptima para
proporcionar luz devuelta a la cámara de ajuste 323, incluyendo
cambios en la trayectoria óptica y componentes ópticos del sensor de
frente de onda 300. Por ejemplo, en cambio, el espejo 322 podría
ser un dispositivo con una transmitancia y reflectancia
controlables, tal como un dispositivo de cristal líquido, y la
cámara de ajuste y cualquier otra óptica de enfoque pueden situarse
para recibir una fracción de la luz devuelta que es transmitida por
el dispositivo controlable. En tal implementación, el divisor de
haz 308 sería innecesario y la luz recibida por el dispositivo
controlable tendría sustancialmente la misma polarización que la
polarización de la luz devuelta o bien una polarización paralela a
ésta.
La cámara de lentillas 312 es preferiblemente una
cámara de dispositivos acoplados por carga (CCD), tal como una
TM-9701 fabricada por Pulnix, que incluye una
disposición de lentillas 324, aunque podrían utilizarse otros tipos
de cámaras y otras ópticas de muestreo análogas a la disposición de
lentillas 324 (incluyendo óptica separada de una cámara). Por
ejemplo, una cámara ICX 039DLA de Sony Corporation puede utilizarse
tanto para la cámara de lentillas 312 como para la cámara de pupila
328. La disposición de lentillas 324 forma imágenes aéreas sobre el
elemento de detección de luz (por ejemplo, disposición CCD) de la
cámara de lentillas 312 a partir de la luz devuelta reflejada por el
espejo 322. La placa de onda 320 puede ayudar a reducir la cantidad
de luz retrodispersada o difusa no deseada para mejorar la
intensidad de señal o el contraste de las imágenes aéreas. La
disposición de lentillas 324 enfoca porciones de la luz que ha
pasado inicialmente a través de los componentes ópticos del ojo E,
de modo que puedan determinarse los efectos de la aberración
refractiva del frente de onda del ojo E, análogamente a lo que se
describe en el documento de Williams. A este respecto, una vez que
se han determinado las aberraciones de frente de onda y, por tanto,
el error de fase del ojo E, éstos pueden transformarse en un perfil
de ablación requerido para la retirada de tejido córneal a fin de
corregir o mejorar la visión teniendo en cuenta apropiadamente los
parámetros del ojo E (por ejemplo, los índices de refracción de los
componentes del ojo E y/u otros parámetros). Una técnica para
determinar un perfil apropiado es simplemente poner a escala los
datos del frente de onda de tal modo que los datos puestos a escala
correspondan generalmente a la cantidad de tejido que necesita
eliminarse de la córnea de un paciente. Los sistemas láser pueden
eliminar entonces ese perfil de tejido de la córnea. Pueden
utilizarse marcas en el ojo E para ayudar a la alineación del ojo E
durante la adquisición de los datos de frente de onda.
Preferiblemente, la disposición de lentillas 324
es una disposición de aproximadamente 25 x 25 lentillas, cada una
de 600 micrones cuadrados, tal como una
0600-40-S fabricada por Adaptive
Optics Associates, Incorporated. Este tamaño de lentilla es menor
que el tamaño de lentilla descrito en la patente antes mencionada
5.777.719 y en otros sistemas, y se hace posible debido a la
intensidad reforzada de la luz en la cámara de lentillas 312
proporcionada por componentes del sensor de frente de onda 300 que
se comentarán más adelante. La trayectoria óptica del sensor de
frente de onda 300 mostrada en la figura 2 puede incluir también
lentes 326 (por ejemplo, cuatro lentes) y diafragmas o aperturas
327 (para permitir cambios en las dimensiones del haz) que son
típicos de ópticas de iluminación, de formación de imágenes y de
enfoque, y que pueden representar también otros componentes ópticos
posibles omitidos por motivos de claridad. Por ejemplo, en una
realización de la invención, la longitud focal de una o de ambas
lentes 326 sobre el conjunto de prisma 314 de enfoque de trombón
puede cambiarse, por ejemplo acortarse, para acomodarse a una
anchura de haz más pequeña que entre en la disposición de lentillas
324. En otra realización, el intervalo de posibles mediciones
dióptricas que puede hacerse con el sensor de frente de onda 300
puede cambiarse, por ejemplo con una selección apropiada de la lente
326 delante del láser 306, para ajustarse a la distribución natural
de la visión pobre en la población en general o en una población
selecta de pacientes. Un modo de hacer esto es colocar la lente 326
(por ejemplo, una lente de -5 dioptrías) delante del diodo láser
306, de tal modo que el haz láser ya no sea paralelo. Esto
proporciona una cierta compensación en dioptrías que puede
utilizarse para ensayar el ojo del paciente con el sensor de frente
de onda 300. En un ejemplo no limitativo, el intervalo dióptrico
puede modificarse desde unas dioptrías simétricas de -8 a +8 con un
diseño simétrico hasta unas dioptrías asimétricas -13 a +3 con un
diseño asimétrico, como se apreciará por los expertos en la
técnica. Esto puede hacerse sin cambiar el tamaño del conjunto de
prisma de enfoque de trombón 314 (u otro dispositivo de
sintonización) y/o parámetros de la óptica.
Alternativamente a la posición de la lente 326,
una lente 338 podría moverse hacia la trayectoria que va a la cámara
de lentillas 312. Puede emplearse una serie de ubicaciones dentro de
trayectoria hacia la cámara de lentillas 312 para ajustar el
intervalo total del frente de onda capturado. Se apreciará que
empleando la lente 326 o la lente 338 móviles hacia y desde su
posición, se reduce la longitud de "lanzamiento" necesaria
para el trombón. Además, el diodo láser 306 tendrá de suyo
típicamente algún "astigmatismo" inherente. Este puede
alinearse con el astigmatismo encontrado típicamente en un ojo E de
un paciente, incrementándose de nuevo el intervalo total del sensor
de frente de onda 300. Específicamente, tal astigmatismo se alinea
"con la regla" cuando se encuentra el astigmatismo típico del
paciente, y la cámara de lentillas 312 y el software del sensor de
frente de onda correspondiente 300 puede tener en cuenta este
astigmatismo inherente proporcionando un intervalo incluso mayor
del astigmatismo determinable.
Se muestra una cámara de pupila 328 recibiendo
-por ejemplo, el 20%- de la luz reflejada desde el divisor de haz
318. La cámara de pupila 328 proporciona preferiblemente los datos
de imagen del iris para alinear datos del frente de onda con otros
datos de diagnóstico o con perfiles de ablación que se han de
proyectar desde un láser sobre un ojo. Esto se comenta con mayor
detalle en la solicitud alemana copendiente nº 10014479.9, titulada
Reconocimiento y Rastreo del Iris para el Tratamiento de
Irregularidades Ópticas del Ojo.
La cámara de pupila 328 se sitúa en la
trayectoria óptica entre el ojo E y el prisma de enfoque de trombón
314, lo que permite a la cámara de pupila 328 enfocarse sobre la
pupila y el iris del ojo E, con independencia de los cambios en la
distancia focal del resto del sistema para enfocar sobre la retina.
Así, la cámara de pupila 328 puede desarrollar una imagen clara de
la superficie del ojo E independientemente de la profundidad del
ojo E y la distancia correspondiente de la retina al iris.
El sensor de frente de onda 300 incluye también
la cámara de alineación o ajuste 323 que recibe una imagen del
punto retrodispersado sobre la retina del ojo E desde un divisor de
haz 322 (por ejemplo, 50% de reflectancia, 50% de transmitancia).
La cámara de ajuste 323 está en la trayectoria de la óptica que
enfoca luz sobre la retina del ojo E y es independiente de la
cámara de lentillas 312. La cámara de ajuste 323 hace posible
determinar con precisión el momento en que el punto luminoso que
incide desde el diodo láser 306 sobre la retina está en enfoque o
aproximadamente en éste y ayuda así a determinar el momento en que
la luz dispersada procedente de la retina está en enfoque o
aproximadamente en éste sobre la cámara de lentillas 312. Con la
cámara de ajuste 323 puede verse el punto de luz sobre la retina,
que es la última fuente para la señal de los centroides (como en
Williams) y puede examinarse automáticamente cuando está en el
enfoque muy definido para ayudar a enfocar las imágenes aéreas
sobre la cámara de lentillas 312 de forma tan definida como sea
posible. En sistemas anteriores no se proporcionaba cámara de
ajuste. Tales sistemas dependían únicamente de una cámara de
lentillas para ayudar a enfocar la luz sobre una retina y la luz
retrodispersada sobre la cámara de lentillas. El problema con este
modo de proceder es que la porción del frente de onda muestreado por
una lentilla individual de una disposición de n lentillas forma un
punto individual sobre el sensor de la cámara con, a lo sumo,
aproximadamente 1/n de la energía total de la luz retrodispersada
devuelta justo antes de entrar en la cámara de lentillas. Como
resultado, la retina (u ojo) se expuso a energía luminosa que se
mantuvo innecesariamente alta. Como puede apreciarse por los
expertos en la técnica, con la presente invención, la exposición
total de la retina (u ojo) puede reducirse con relación a estos
sistemas anteriores debido a que la energía luminosa recibida en la
cámara de ajuste 323 necesita aproximarse solamente a la energía de
la luz recibida en una lentilla individual de la disposición de
lentillas. La cámara de ajuste 323 se utiliza para observar
directamente el enfoque de luz sobre la retina desde el diodo láser
306 mientras el diodo láser 306 está en su modo de potencia más
baja. La cámara de ajuste 323, como se implementa, ayuda así a
enfocar las imágenes aéreas sobre la cámara de lentillas 312 de
forma
tan definida como sea posible mientras el diodo láser 306 está también en su modo de potencia más baja. Haciendo esto, pueden tenerse en cuenta las transmitancias del divisor de haz polarizante 310 y del divisor de haz 308, la reflectancia del divisor de haz 332 y cualquier inclinación o rotación que se introduzca en la placa de onda 320 de \lambda/4 desde su orientación óptima para permitir que una porción de la luz devuelta pase de nuevo a la cámara de ajuste 323.
tan definida como sea posible mientras el diodo láser 306 está también en su modo de potencia más baja. Haciendo esto, pueden tenerse en cuenta las transmitancias del divisor de haz polarizante 310 y del divisor de haz 308, la reflectancia del divisor de haz 332 y cualquier inclinación o rotación que se introduzca en la placa de onda 320 de \lambda/4 desde su orientación óptima para permitir que una porción de la luz devuelta pase de nuevo a la cámara de ajuste 323.
Como se comenta anteriormente, la cámara de
ajuste 323 se utiliza para asegurar que el punto sobre la retina
sea lo más definido posible. Esto significa que se comprueban los
ajustes correctos del conjunto de trombón 314 (o 314', como se
comenta más adelante con referencia a las figuras 4B y 4C), así como
la alineación del paciente. Puede desarrollarse una señal (por
ejemplo, desde la cámara de ajuste) a partir de estos ajustes y
esta alienación para una comprobación manual o para un inicio
automático de las mediciones o examen del paciente. Tal operación
permite también una intensidad de luz mejorada en la cámara de
lentillas 312 únicamente durante el periodo de tiempo en el que
tienen lugar las mediciones o examen y no durante el periodo de
enfoque y ajuste comentado anteriormente.
En el modo de potencia más baja, el diodo láser
306 se sitúa a una potencia suficientemente baja para evitar daños
a la retina del ojo 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 maneras. Por
ejemplo, puede minimizarse el tamaño del punto sobre la retina o
puede maximizarse la intensidad del punto sobre la retina ajustando
la posición del conjunto de prisma de trombón 314 (o 314', comentado
más adelante con referencia a las figuras 4B y 4C) en la
trayectoria óptica del frente de onda capturado hasta que el punto
sea lo más pequeño posible. La posición del conjunto de prisma de
trombón 314 (o 314') establece un grado de corrección dióptrica
miópica o hiperópica de "línea de base" necesario para
compensar inicialmente las características de aberración óptica
refractiva de orden más bajo del ojo E, es decir, desenfoque y
astigmatismo. Es útil asegurarse de que los láseres 302 estén
alineados en un ángulo que mantiene un solapamiento de sus
respectivos puntos sobre la retina (u otro método tal como alinear
manualmente o por examen visual el ojo del paciente) con el diodo
láser 306 junto con el ajuste de la posición del prisma de trombón
314 (o 314'), determinando mientras tanto el nivel de línea de base
de error o corrección miópico o hiperópico.
Una vez conseguido el enfoque, el diodo láser 306
se sitúa en el modo de potencia más alta durante un periodo de
tiempo muy corto. Por ejemplo, puede ser posible utilizar una
potencia de 30 \muW en un tamaño de punto de
10-20 micrones sobre la retina durante un periodo de
400 ms. Aunque una intensidad mayor podría dañar la retina si se
mantiene durante un periodo de tiempo prolongado (por ejemplo, más
de 100 s), una ráfaga tan corta es inofensiva. Sin embargo, la
ráfaga corta sí incrementa mucho la intensidad de los puntos
individuales sobre el sensor de la cámara de lentillas 312, de modo
que la combinación del diodo láser 306 de potencia múltiple, la
cámara de ajuste 323, la disposición de lentillas 342 y la cámara de
lentillas 312 puede permitir que la cámara de lentillas 312
desarrolle una intensidad de señal más alta o imágenes de lentilla
de contraste más elevado que en otros sistemas. El modo de diodo
láser 306 de potencia más alta puede permitir el uso de lentillas de
área de sección transversal individual más pequeña en la disposición
de lentillas 324 en comparación con otros sistemas.
Una vez que se proporcionan los datos de la
cámara de lentillas 312, pueden utilizarse éstos directamente a
través de los polinomios de Zernike para crear los datos de
aberración del frente de onda, o los datos de la aberración de
frente de onda pueden calcularse como el promedio de una serie de
exposiciones. Por ejemplo, el sistema puede emplear cinco
"disparos" y promediar a continuación los datos capturados o
promediar los datos de Zernike correspondientes. Además, pueden
descartarse "disparos" ampliamente divergentes. En el sistema
descrito se toman preferiblemente cinco "disparos" y los datos
de aberración del frente de onda se determinan como la aberración
media calculada del frente de onda.
El sensor de frente de onda 300 emplea también
una imagen usada como un blanco de fijación 334, como se muestra en
la figura 2. El blanco de fijación 334 es iluminado por una fuente
de luz 336 y permite al paciente fijar y enfocar mientras la cámara
de ajuste 323 es enfocada por el prisma 314 sobre la retina. El
blanco de fijación 334 es útil cuando las imágenes aéreas de la
disposición de lentillas 324 son enfocadas sobre el sensor de la
cámara de lentillas 312 por ajuste de la óptica de trombón 314. El
sistema proporciona ventajosamente una imagen para el blanco de
fijación 334, siendo un ejemplo no limitativo de ésta el velero
sobre el agua ilustrado en la figura 3, y no simplemente un punto
de fijación. El blanco de fijación 334 proporciona al ojo E y al
cerebro del paciente una imagen o escena similar a un cuadro o como
un cuadro real -viéndose por el ojo E realmente algún objeto o
escena- sobre la que enfocar. El enfoque del ojo E con una imagen
similar a un cuadro es típicamente más fácil de realizar que
enfocar a un punto. La imagen del blanco de fijación permite al ojo
E enfocar al infinito, como si la imagen estuviera más lejos, lo que
puede ayudar a eliminar o reducir los efectos de la acomodación o
rotación del ojo E cuando se enfocan las imágenes aéreas o se
adquieren los datos del sensor del frente de onda. En otras
palabras, la imagen del blanco de fijación evita o ayuda a evitar en
cierto grado que el ojo E enfoque a menos del infinito.
La imagen del blanco de fijación fuerza al ojo E
a girar a su posición rotacional "normal", minimizando así los
errores rotacionales del análisis diagnóstico. Por tanto, con el
blanco de fijación 334 puede definirse un marco rotacional de
referencia con relación al ojo E. Una imagen asimétrica, tal como el
velero de la figura 3, que pueda verse en el enfoque del ojo E al
infinito es preferible para ayudar al ojo E a mantener la posición
rotacional normal o predeterminada con respecto al blanco de
fijación 334, incluso con un movimiento ligero de la cabeza. El
blanco de fijación 334 puede usarse también para ajustar la posición
rotacional del ojo E en conjunción con el reconocimiento,
localización y alineación de un iris del ojo E, tal como se describe
anteriormente. Puede utilizarse una imagen similar en otros
componentes de acuerdo con la presente invención, tanto de
diagnóstico como de tratamiento, para eliminar o reducir problemas
de acomodación o de rotación.
Se apreciará por los expertos en la técnica que
tengan el beneficio de esta descripción que pueden utilizarse
diversos tipos de componentes para sustituir los componentes
implementados en el sensor 300 del frente de onda y son posibles
diversas configuraciones ópticas para formar otras realizaciones de
la invención. Por ejemplo, una intensidad elevada, una fuente de
luz colimada o múltiples fuentes de luz, tal como una de baja
potencia y otra de alta potencia, pueden sustituir al diodo láser
306. En cambio, la cámara de ajuste 323 puede situarse en la
trayectoria del espejo 322 y la disposición de lentillas 324 de la
cámara de lentillas 312 puede tener más o menos lentillas, según se
desee o de acuerdo con el diseño. Además, se apreciará por los
expertos en la técnica que todos estos componentes son controlados
generalmente por un sistema de control, tal como un microordenador.
Es posible una amplia variedad de otras configuraciones que estén
dentro del alcance y espíritu de la presente invención.
Volviendo a la figura 4A, se muestra
efectivamente una realización para el conjunto de prisma 314 de
trombón de la figura 2 como una disposición de prisma doble
incluyendo un primer prisma 350 y un segundo prisma 352. Como se
ilustra por un haz de luz 354, el primer prisma 350 refleja
sucesivamente el haz 354 desde dos caras 356 y 358, de modo que el
haz resultante 360 se esté desplazando en una dirección o
aproximadamente en una dirección paralela a la dirección desde la
que se originó el haz 354. El haz 360 incide sobre el segundo
prisma 352, que refleja sucesivamente el haz 360 desde dos caras 362
y 364, dando como resultado un haz de retorno 366. El haz de retorno
366 se refleja sucesivamente desde las caras 358 y 356, produciendo
el haz 368, que recorre una trayectoria en la dirección opuesta o
aproximadamente opuesta en la dirección paralela a la dirección
desde la que se originó el haz 354. Un aspecto particularmente
ventajoso de esta configuración es que la trayectoria de retorno
paralela o aproximadamente paralela del haz 368 se consigue con
independencia del ángulo con el que el haz 354 entre en el prisma
314. Esto se debe a que, en la dirección vertical, las caras 356 y
358 mantienen el ángulo vertical de deflexión del haz entrante 354 y
las caras 362 y 364 mantienen el ángulo horizontal de deflexión.
Aunque el prisma de enfoque 314 es útil para proporcionar el haz
desde el diodo láser 306 al ojo E, es especialmente útil en la
trayectoria de retorno debido a que la luz retrodispersada devuelta
desde el ojo E no está colimada como el haz procedente del diodo
láser 306 que incide sobre el ojo E. Debido a que el prisma 314
devuelve la luz retrodispersada desde el ojo E (que, finalmente,
será muestreada por la disposición de lentillas 324) en una
trayectoria perpendicular, evita o reduce la probabilidad de error
dentro de la cámara de lentillas 312.
En la figura 4B se muestra otro conjunto de
óptica 314' de tipo trombón que puede implementarse para el prisma
314 en la figura 2 según la invención. La óptica 314' incluye dos
prismas 370 y 372 en relación espaciada. Los prismas 370 y 372
forman un sistema óptico doblado que refleja seis veces tanto la luz
procedente del diodo láser 306 que se desplaza hacia el ojo E como
la luz retrodispersada procedente de la retina del ojo E que se
desplaza hacia la disposición de lentillas 324 y la cámara de
lentillas 312, en similitud a las reflexiones de la superficie por
el prisma 314 mostrado en la figura 4A. Las seis reflexiones están
ilustradas esquemáticamente en la figura 4B como luz 374. Aunque
son posibles otras configuraciones, en la práctica el prisma 372
está fijo típicamente en posición y el prisma 370 está ajustado en
posición -mostrado por la flecha 375 en la figura 4B como un tipo
no limitativo de movimiento de trombón- con relación al prisma 372
para conseguir un enfoque óptimo o casi óptimo de la luz que pasa a
través de la disposición de lentillas 324 a la cámara de lentillas
312. El espaciamiento variable entre los prismas 370 y 372 es
preferiblemente de aproximadamente 5 mm a aproximadamente 100 mm y
sus dimensiones son preferiblemente 40 x 40 mm y 20 x 40 mm,
respectivamente, aunque son posibles otros espaciamientos y
dimensiones.
La disposición de los prismas 370 y 372
proporciona ventajosamente una haz saliente reflejado que es
exactamente o casi exactamente paralelo al haz entrante (es decir,
hacia el ojo E o desde éste), incluso si el prisma 370 está
inclinado durante el movimiento del trombón. Esto puede reducir
potencialmente el coste de una corredera o mecanismo de
deslizamiento que pueda implementarse para proporcionar un
movimiento de trombón automatizado controlado por ordenador, tal
como una corredera 376 mostrada en la figura 4C, aunque podría
usarse también una corredera cara o de alta calidad o una corredera
manual. La figura 4C es una vista tomada a lo largo de
A-A' si el trombón 314' en la figura 4B estuviera en
la corredera 376. En la figura 4C, la corredera 376 incluye una
deslizadera o pista 378 sobre la cual corre el prisma 370, por
ejemplo utilizando una ménsula o soporte adecuado de componentes
ópticos, como se apreciará por los expertos en la técnica. La
corredera 376 incluye también un motor paso a paso 380 para
impulsar la posición del prisma 370 a lo largo de la deslizadera 378
y un brazo 382 al que el prisma 370 está mecánicamente acoplado por
un acoplador 384 (mostrado esquemáticamente en la figura 4C) que es
cualquier acoplador adecuado, como se apreciará también por los
expertos en la técnica. Cuando se activa el motor paso a paso 380,
impulsa la posición del acoplador 384 unido al prisma 370 a lo largo
del brazo 382 en cualquier dirección de la flecha 375. La dirección
y extensión de la impulsión se determina según los requerimientos
de enfoque del haz a partir del diodo láser 306 que incide sobre el
ojo E y los de la disposición de lentillas 324 y la cámara de
lentillas 312 en su situación de ajustadas por el trombón 314'.
Además, una óptica de enfoque adicional podría fijarse a los prismas
370 o 372 de tal modo que la óptica de enfoque reciba también el
beneficio de las propiedades autorreflectantes de los prismas 370 y
372. Por ejemplo, la óptica de enfoque del sensor de frente de
onda, en vez de implementarse como las lentes 326, podría situarse
en gran parte sobre la cara del prisma 372. Como se apreciará por
los expertos en la técnica, podría utilizarse una variedad de otros
mecanismos de impulsión, configuraciones de prisma o sistemas de
lentes, incluyendo sistemas de lentes de ajuste de enfoque, en
lugar del trombón 314' (o 314), o la corredera 376. Por ejemplo,
otro sistema óptico alternativo para el trombón 314' (o 314) podría
ser un sistema de lentes con la capacidad de añadir o retirar
lentes, pudiendo estar o no cada lente de dicho sistema relacionada
en potencia óptica con las otras lentes por alguna serie u otra
relación de potencia óptica. Un ejemplo de tal sistema de lentes es
un foróptero o un sistema de lente similar al mismo. Con este tipo
de sistema de lentes, el paciente podría ver qué mejora (por
ejemplo para desenfoque y astigmatismo) podrían proporcionar
técnicas de corrección de la visión convencionales, tales como gafas
o lentes de contacto convencionales, y ver entonces, como
comparación, qué podría proporcionarse por la corrección de otras
aberraciones y aberraciones de orden más alto.
Haciendo referencia a las figuras 5A, 5B, 6, 7A y
7B, se ilustra otra característica del sensor de frente de onda 300
según una característica de la invención. Haciendo referencia
también a la figura 2, la disposición de lentillas 324 de la cámara
de lentillas 312 crea típicamente una disposición de imágenes de
puntos luminosos (o imágenes aéreas) sobre el sensor de la cámara de
lentillas 312. Como se comenta en Williams, los parámetros o
información relacionados con los puntos centrales de estos puntos
luminosos, tales como el desplazamiento bidimensional de los puntos
centrales desde las posiciones ideales de los puntos luminosos, se
utilizan junto con una transformación matemática, tal como un
ajuste con polinomios de Zernike de diversos órdenes, para
determinar las aberraciones de frente de onda asociadas con el ojo
E. Por ejemplo, la figura 5A muestra una disposición de puntos 400
sobre el sensor que sería típica de un ojo "perfecto" en el que
los puntos luminosos no están desplazados respecto de sus puntos
centrales ideales. Por otro lado, la figura 5B muestra una
disposición de puntos 402 que están desplazados en una región 404,
indicando la presencia de aberraciones de frente de onda del ojo.
Las aberraciones se determinan por análisis de la transformación
matemática, por ejemplo por análisis de los polinomios de Zernike
utilizados para ajustar los datos de los parámetros. Las líneas de
las figuras 5A y 5B se incluyen meramente para ilustrar la
desviación en la disposición de puntos 402 y, en general, no
aparecerían en la imagen en la cámara de lentillas 312. Una imagen
real (invertida o negativa) 406 de una cámara de lentillas como la
cámara de lentillas 312 se muestra en la figura 6. La imagen 406
ilustra el tipo y calidad de los puntos que se observarían
típicamente con la cámara de lentillas 312.
Como se comenta anteriormente, la cámara de
ajuste 323 (véase la figura 2) está destinada a definir el punto
luminoso en la retina del ojo E, de tal modo que cada punto similar
a un punto 408 en la cámara de lentillas 312 esté tan enfocado como
sea posible. Sin embargo, debido a que tal ajuste es sólo para
efectos de orden bajo, cada punto luminoso individual resultante no
será generalmente un punto definido con precisión. Como se comenta
en Willliams, puede utilizarse óptica adaptativa en conjunción con
la imagen desarrollada de modo que se obtenga una "imagen" más
definida de los puntos con corrección de aberraciones. Pero en el
sensor de frente de onda 300 de la figura 2 no se usan tales ópticas
adaptativas, y la imagen 406 de los puntos similares al punto 408
puede parecer algo "emborronada" debido a las aberraciones
ópticas del ojo E. Haciendo referencia de nuevo a las figuras 5A y
5B, se entiende que la transformación matemática utilizada para
determinar la aberración total de frente de onda del ojo usa
información relacionada con los puntos particulares disponibles en
una disposición de puntos luminosos, tales como las disposiciones de
puntos 400 y 402. Por tanto, el aparente "emborronamiento" de
estos puntos similares al punto 408 puede evitar que sus puntos
centrales (por ejemplo, los centros de la máxima intensidad
ponderada) sean localizados con precisión.
Volviendo a las figuras 7A y 7B, los diagramas
ilustran un centro de técnica de masa para determinar el punto
central de cada punto luminoso similar al punto 408 de la figura 6.
Específicamente, la figura 7A muestra una disposición 410 de puntos
"emborronados", tales como un punto 412. Un perfil más
detallado del punto 412 se ilustra en la figura 7B, que incluye
líneas de perfil 414 que indican un incremento en intensidad, en
general, hacia el centro del punto 412, de una manera muy similar a
líneas equipotenciales o a trazos de contorno en alzado. El
incremento en intensidad se encontrará correspondientemente en los
valores digitalizados del sensor (por ejemplo, CCD) en la cámara de
lentillas 312 y puede verse como las áreas más oscuras en los puntos
de la figura 6.
Puede usarse una pluralidad de técnicas para
derivar los puntos centrales para los diversos puntos luminosos,
según realizaciones de la invención. Una técnica emplea un "centro
de masa" de intensidad ponderada en las direcciones X e Y de un
sistema de coordenadas, según se ilustra en la figura 7B para el
cual el respectivo centro de masas para cada punto vienen dadas por
las siguientes ecuaciones:
\overline{x} =
\frac{\sum\limits_{i} I_{i} x_{i}}{\sum\limits_{i}
I_{i}}
\overline{y} =
\frac{\sum\limits_{i} I_{i} y_{i}}{\sum\limits_{i}
I_{i}}
En estas ecuaciones, I_{i} es la intensidad en
un punto particular. La intensidad puede calcularse en una
pluralidad de formas, por ejemplo como una intensidad umbral, de tal
modo que cualquier valor de píxel mayor que el umbral tiene asignada
una intensidad de 1 y cualquier valor de píxel menor que el umbral
tenga asignada una intensidad de 0. En su lugar, podría utilizarse
una intensidad ponderada que sea simplemente la intensidad de
píxel. La intensidad podría ser ponderada no linealmente con píxeles
de mayor intensidad que tengan un efecto mayor que el linealmente
proporcional, tal como elevando al cuadrado el valor de intensidad
I_{i}. Podrían utilizarse otras ponderaciones no lineales. En
cualquier caso, es posible ponderar los valores de intensidad
I_{i} en diversas formas para calcular los "centros" de los
puntos sobre el sensor de frente de onda.
A modo de ejemplo, pero sin ser parte de la
presente invención, en vez de usar la cámara de ajuste 323 para
enfocar el sensor de frente de onda 300, es posible enfocar el
sensor de frente de onda 300 empleando la cámara de lentillas 312
sobre la base del espaciamiento de los centroides. Para un ojo E
adecuadamente alineado, cuando el sensor de frente de onda 300 se
ha enfocado adecuadamente, los centroides que aparecen en la cámara
de lentillas 312 tienen un espaciamiento medio que es igual a un
espaciamiento ideal. Cuando el enfoque es ligeramente miópico, los
centroides tendrán un espaciamiento medio que es menor que el
espaciamiento ideal y, cuando es hiperópico, ese espaciamiento será
mayor que el espaciamiento ideal. Comenzando con el trombón
extendido y, por tanto, con el enfoque miópico, y retrayendo después
el trombón hasta que el espaciamiento de centroides que aparece en
la cámara de lentillas 312 tenga un espaciamiento medio igual al
espaciamiento ideal, se corrige entonces el desenfoque.
Preferiblemente, se empieza con el enfoque miópico porque éste
corresponde a un cristalino completamente relajado del ojo E. El
ojo E puede acomodarse realmente para una cierta gama de hiperopía,
de forma que el comienzo con un enfoque miópico no induce tal
acomodación en el ojo E. Este concepto se ilustra en las figuras
8A-10D. Haciendo referencia a la figura 8A, se
muestra una serie de centroides reales tales como el centroide 500
que aparece en la cámara de lentillas 312, los cuales se comparan
con centroides ideales tales como el centroide 502. De nuevo, los
centroides ideales tales como el centroide 502 son los centroides
que aparecerían si un ojo perfecto fuera llevado a enfoque empleando
el prisma de trombón 314. En este punto, un espaciamiento de
centroides ideal 504 es todavía mayor que un espaciamiento de
centroides real medio ilustrado por el espaciamiento de centroides
506. Sin embargo, se supone que el prisma de trombón 314 es
retraído lentamente hasta que, como se ilustra en la figura 8B, los
centroides reales, ilustrados por el centroide 508, tienen el mismo
espaciamiento que los centroides teóricamente ideales ilustrados por
el centroide 510. Esto se ilustra por un espaciamiento 512
comparado con el espaciamiento ideal 504. En este punto, el sensor
de frente de onda 300 está en enfoque. Nótese que en un ojo real E
los diversos centroides ilustrados por el centroide 508 no estarían
todos alineados de forma ideal con los centroides teóricos tales
como el centroide 510 debido a los otros efectos de orden mayor
sobre el ojo. Sin embargo, si el espaciamiento medio 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 este modo de proceder
se determina un "centro" de eje Y para cada fila 520 de
centroides y un "centro" de eje X para cada columna. Esto
puede hacerse utilizando un centro de masa, un centro de masa
ponderado u otras técnicas. A continuación, se suman los
espaciamientos \DeltaY_{n} y \DeltaX_{n,} dando como
resultado un \DeltaY y un \DeltaX totales. Nótese que este
proceso podría ponderarse de nuevo o ser distinto de una simple
suma. Finalmente, el \DeltaY total es promediado con el \DeltaX
total, dando como resultado un \Delta promedio. Este valor se
utiliza entonces para determinar el momento en que el sistema entra
en enfoque.
Haciendo referencia a la figura 9, se muestra en
un gráfico el espaciamiento ideal frente al espaciamiento real en
comparación con el enfoque del sensor de frente de onda 300. La
figura 8A corresponde a un punto 550 sobre este gráfico, en el que
el espaciamiento ideal excede el espaciamiento real. La figura 8B
corresponde a un punto 552 en el que el espaciamiento ideal es igual
al espaciamiento real. Un punto 554 corresponde a un espaciamiento
ilustrado en la figura 8C, en donde una pluralidad de centroides
reales tales como un centroide 514 continúan expandiéndose y
alejándose de una serie de centroides ideales indicados por un
centroide 516. Esto es, un espaciamiento medio real 518 de los
centroides es ahora mayor que el espaciamiento ideal 504 de los
centroides. Como se ilustra en el gráfico de la figura 9, el punto
554 muestra que, a medida que el trombón se retrae cada vez más, el
enfoque llega a hacerse hiperópico.
Como se apreciará, si el trombón del sensor de
frente de onda 300 se lleva hasta que se alcance el punto 552 y,
por tanto, el espaciamiento medio teórico 504 de los centroides es
igual el espaciamiento medio real 512 de los centroides, el sensor
de frente de onda 300 estará enfocado. Esto permite la eliminación
de la cámara de ajuste 323 y el enfoque utilizando la cámara de
lentillas 312, pero sin requerir que sea examinado cada centroide
individual en cuanto a la cantidad de "diseminación" en el
centroide. Esto es, el espaciamiento de los centroides, en
contraposición a definición, se emplea para enfocar.
Preferiblemente, esta técnica de enfoque es
controlada por el sistema de control del sensor de frente de onda
300.
Haciendo referencia a la figura 9, se ve que hay
un intervalo 556 sobre el cual puede moverse el trombón en el
sensor de frente de onda 300 y el espaciamiento de centroides
permanece todavía en el ideal medio y, por tanto, el ojo E está
enfocado. Esto se debe a que el ojo E puede acomodarse para un
intervalo, tal como 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, un punto focal 558 cae
delante de una retina 560. Este punto focal 558 es el resultado de
un cristalino relajado 562 y una córnea 564. Cuando es retraído el
trombón del sensor de frente de onda 330, el punto focal se mueve
hacia la retina 560, dando como resultado en la figura 10B un punto
focal 556 que cae sobre la retina 560 y, por tanto, el ojo está
enfocado. Esto corresponde al punto 552 en la figura 9. Cuando el
trombón es retraído adicionalmente, si el ojo E no se acomodara, un
punto focal 568 en la figura 10C caería más allá de la retina 560.
Sin embargo, haciendo referencia la figura 10D, en lugar de esto,
el cristalino 562 se acomoda, produciendo una forma de cristalino
570 y manteniendo un punto focal 572 sobre la retina 560. Esto
explica el intervalo 556 en la figura 9 sobre el cual el
espaciamiento de los centroides permanece esencialmente constante.
Sin embargo, una vez que se alcanza el intervalo de acomodación del
cristalino acomodado 570, el punto focal se extenderá de nuevo más
allá de la retina 560, dando como resultado el punto 554 en el
gráfico de la figura 9.
Por tanto, vigilando el espaciamiento medio de
los centroides reales, el sensor de frente de onda 300 puede
utilizarse para determinar el intervalo total de acomodación del
cristalino 562. Retrayendo lentamente al trombón y vigilando
constantemente el espaciamiento medio de los centroides, se
determina el intervalo 556 en la figura 9. Esencialmente, una vez
que se enfoca el ojo, cuando se retrae al trombón incrementando la
potencia dióptrica, el ojo E se acomoda comprimiendo el cristalino
como se ilustra por el cristalino 570. Esto continúa hasta que se
alcanza un punto 555 en la figura 9, en el que el cristalino ya
puede comprimirse y acomodarse y el espaciamiento de los centroides
comienza de nuevo a expandirse. Determinando estos dos valores
puede evaluarse el intervalo total de acomodación del ojo.
Como se comenta anteriormente, el espaciamiento
de los centroides es una alternativa al uso de la cámara de ajuste
323 para enfocar el sensor de frente de onda. Más generalmente, el
espaciamiento de los centroides es una alternativa al enfoque de
centroides individuales. Sin embargo, cualquiera que sea la técnica
de enfoque que se utilice, puede determinarse el intervalo de
acomodación total utilizando la técnica anterior.
La capacidad del sensor de frente de onda 300 de
forzar al ojo a acomodarse y de vigilar los centroides mientras lo
hace puede emplearse para evaluar el cambio de la forma del
cristalino 562, como se ilustra en la figura 11 y en las ecuaciones
de la figura 12. En la figura 11 se muestran el cristalino relajado
562 y un cristalino completamente acomodado 570. Un frente de onda
W es determinado por la cámara de lentillas 312 y este frente de
onda W depende tanto de un frente de onda W_{córnea} como de un
frente de onda W_{cristalino}, tal como se ilustran ambos en la
figura 11. Se apreciará que el frente de onda de la córnea
W_{córnea} permanece sustancialmente constante, mientras que el
frente de onda del cristalino W_{cristalino} cambia dependiendo de
la cantidad de acomodación en la lente 562.
Haciendo referencia a la figura 12, esto se
ilustra con referencia a la figura 9. Cuando se alcanza el punto
552 en el gráfico, se captura un frente de onda W_{\infty}. Este
frente de onda W_{\infty} es igual al frente de onda W_{córnea}
más el frente de onda W_{cristalino} con el cristalino relajado.
Se retrae al trombón hasta que se alcance el punto 555, en cuyo
punto se captura un frente de onda completamente acomodado, el
frente de onda W_{0}, que igual de nuevo a W_{córnea} más
W_{0cristalino}. Como se indica por las ecuaciones, el cambio en
el frente de onda del cristalino, \DeltaW_{cristalino}, es igual
así a W_{\infty} menos W_{0}. Sin embargo, con el sensor del
frente de onda, el cambio de forma del cristalino llega a ser
esencialmente el cambio de forma del frente de onda multiplicado por
una constante que depende de las características refractivas del
cristalino con relación a su fluido circundante. Por tanto, un
cambio de forma \Delta es igual a K, una constante, multiplicado
por \DeltaW_{cristalino}. Aunque el cambio en el frente de onda
\DeltaW_{cristalino} se ha comentado únicamente como resultante
de cambios en el cristalino, el \DeltaW_{cristalino} es más
propiamente el cambio total en la aberración del ojo durante el
proceso de acomodación. Por ejemplo, si la acomodación afecta a la
forma de la córnea, entonces ese cambio de forma aportará también
una componente a \DeltaW_{cristalino}.
De este modo, puede utilizarse el sensor de
frente de onda para evaluar el cambio de forma del cristalino del
ojo (o más generalmente, la óptica del ojo) cuando se acomoda el
ojo.
La exposición y descripción anteriores de la
invención son ilustrativas y explicativas de la misma, y pueden
hacerse diversos cambios en los detalles del aparato ilustrado y en
la construcción y método de funcionamiento sin apartarse de la
invención, tal como se establece en las reivindicaciones.
Claims (41)
1. Sensor de frente de onda mejorado para
determinar aberraciones de onda del ojo, que incluye:
una fuente de luz que proporciona iluminación
retinal del ojo para hacer una medición del frente de onda de la
iluminación retinal reflejada desde la retina;
una disposición de lentillas situada a lo largo
de una trayectoria óptica del sensor para recibir la iluminación
retinal reflejada y para crear unan pluralidad de imágenes de puntos
de la iluminación retinal reflejada;
un detector acoplado óptimamente con la
disposición de lentillas que detecta las imágenes de puntos formadas
por la disposición de lentillas;
un procesador adaptado para recibir señales del
sensor que corresponden a un desplazamiento posicional de las
imágenes de puntos y para determinar las aberraciones de onda de las
señales,
comprendiendo la mejora:
la fuente de luz tiene al menos una salida de
alta potencia y una salida de baja potencia; y
una cámara de ajuste está adaptada para detectar
un enfoque de la iluminación retinal sobre la retina desde la salida
de baja potencia de la fuente de luz.
2. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un reflector de trombón
situado a lo largo de la trayectoria óptica del sensor y adaptado
para ayudar a enfocar las imágenes de puntos sobre el sensor.
3. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 2, en el que el reflector en forma de trombón
comprende dos prismas.
4. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 2, en el que el reflector de trombón comprende un
reflector de trombón con enfoque de doble pliegue.
5. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 2, en el que el reflector de trombón está adaptado
para ayudar a determinar una aberración de orden bajo del ojo.
6. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un sistema de lentes de
ajuste de enfoque adaptado para ayudar a enfocar las imágenes de
puntos.
7. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además una placa de onda en la
trayectoria óptica del sensor de frente de onda.
8. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 7, en el que la placa de onda está adaptada para
ajustarse de modo que permita que una porción completa de la imagen
de la iluminación retinal reflejada alcance la cámara de ajuste.
9. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 7, en el que la placa de onda es una placa de onda de
\lambda/4.
10. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 8, en el que la placa de onda está adaptada para ser
hecha girar a fin de permitir que una porción de la iluminación
retinal reflejada alcance la cámara de ajuste.
11. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un divisor de haz polarizante
adaptado para proporcionar una porción de imagen completa de la
iluminación retinal reflejada a la cámara de ajuste.
12. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que la cámara de ajuste está adaptada para
recibir una porción de imagen completa de la iluminación retinal
reflejada sustancialmente como luz polarizada perpendicular a la
otra porción de la iluminación retinal reflejada recibida por la
disposición de lentillas.
13. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que la cámara de ajuste está adaptada para
recibir una porción de imagen completa de la iluminación retinal
reflejada sustancialmente como luz polarizada paralela a la otra
porción de la iluminación retinal reflejada recibida por la
disposición de lentillas.
14. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un dispositivo controlable
adaptado para ajustar su transmisión de una porción de imagen
completa de la iluminación retinal reflejada recibida por la cámara
de ajuste.
15. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un divisor de haz adaptado
para reflejar una porción de imagen completa de la iluminación
retinal reflejada recibida por la cámara de ajuste.
16. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un diodo láser orientado en
ángulo con el ojo para ayudar a alinear el ojo con el sensor de
frente de onda.
17. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que la disposición de lentillas está
asociada con una cámara de lentillas y la cámara de ajuste está
separada de la cámara de lentillas.
18. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que la iluminación retinal reflejada
recibida por la disposición de lentillas es producida por la salida
de alta potencia de la fuente de iluminación.
19. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que la fuente de luz comprende un láser.
20. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 19, en el que el láser emite una luz pulsada que
tiene una potencia de salida más alta y una potencia de salida más
baja seleccionables.
21. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un blanco de fijación de ojo
situado a lo largo del eje óptico del sensor.
22. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 21, en el que el blanco de fijación comprende una
imagen de un cuadro adaptada para permitir que se defina un marco
rotacional de referencia con relación al ojo.
23. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 21, en el que el blanco de fijación está adaptado
para permitir que el ojo esté en una posición rotacional
predeterminada con respecto al blanco de fijación.
24. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 21, en el que el blanco de fijación se utiliza para
ajustar la posición rotacional del ojo en unión del reconocimiento y
localización de un iris del ojo.
25. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un blanco de fijación de ojo
adaptado para permitir que el paciente fije el ojo sin
acomodación.
26. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende un blanco de fijación de ojo para
permitir que el paciente enfoque al infinito.
27. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 26, en el que el blanco de fijación está adaptado
para soportar un estado sin acomodación del ojo.
28. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un blanco de fijación de ojo
adaptado para permitir que el paciente enfoque al infinito sin
acomodación.
29. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un blanco de fijación de ojo
adaptado para permitir que el paciente enfoque al infinito con
acomodación reducida.
30. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que puede desarrollarse una señal para una
comprobación o un inicio automático del examen de un paciente a
partir del uso de la cámara de ajuste.
31. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, que comprende además un dispositivo de
sintonización adaptado para ayudar a enfocar las imágenes de
puntos.
32. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que la iluminación retinal reflejada que
alcanza dicha cámara de ajuste tiene una intensidad que es producida
por una salida de baja potencia de la fuente y la iluminación
retinal reflejada que alcanza dicha disposición de lentillas tiene
una intensidad que es producida por una salida de alta potencia de
la fuente.
33. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 1, en el que la fuente de iluminación retinal tiene
al menos una salida de baja potencia y una salida de alta potencia
para su detección por la cámara de ajuste y la disposición de
lentillas, respectivamente.
34. Sensor de frente de onda según la
reivindicación 32, en el que la salida de baja potencia es del orden
de la salida de alta potencia dividida por el número de lentillas de
la disposición de lentillas.
35. Método mejorado para medir una aberración de
frente de onda con un sensor de frente de onda, que incluye las
etapas de:
proporcionar una fuente de iluminación retinal
que será la luz de medición del frente de onda;
enfocar dicha iluminación retinal sobre la
retina; y
dirigir un frente de onda reflejado de dicha
iluminación retinal desde la retina hacia una disposición de
lentillas para formar la imagen de dicho frente de onda reflejado
sobre un detector,
caracterizada la mejora porque:
- a)
- la etapa de proporcionar una fuente de iluminación retinal comprende proporcionar selectivamente una salida de alta potencia y una salida de baja potencia de dicha iluminación retinal;
- b)
- proporcionar una cámara de ajuste en una trayectoria óptica del sensor de frente de onda que pueda formar la imagen del enfoque de la iluminación retinal sobre la retina;
- c)
- iluminar la retina con la iluminación retinal de baja potencia y hacer un ajuste de enfoque del sensor con la ayuda de la cámara de ajuste;
- d)
- iluminar la retina con la iluminación retinal de alta potencia y formar la imagen del frente de onda retinal reflejado sobre el detector con la disposición de lentillas.
36. Método según la reivindicación 35, que
comprende disponer la cámara de ajuste en una trayectoria óptica
del sensor de frente de onda que es al menos en parte independiente
de la trayectoria óptica que incluye la disposición de
lentillas.
37. Método según la reivindicación 35, que
comprende proporcionar una fuente iluminacional retinal láser con
una salida de baja potencia y una salida de alta potencia.
38. Método según la reivindicación 35, que
comprende disponer un medio de ajuste de enfoque en la trayectoria
óptica del sensor.
39. Método según la reivindicación 35, que
comprende polarizar linealmente la luz de frente de onda reflejada
de alta potencia y la luz de frente de onda reflejada de baja
potencia.
40. Método según la reivindicación 39, que
comprende polarizar linealmente la luz de frente de onda retinal
reflejada de alta potencia en una orientación que es paralela a la
orientación de la luz de frente de onda retinal reflejada de baja
potencia.
41. Método según la reivindicación 39, que
comprende polarizar linealmente la luz de frente de onda retinal
reflejada de alta potencia en una orientación que es perpendicular a
la orientación de la luz de frente de onda retinal reflejada de baja
potencia.
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19950792 | 1999-10-21 | ||
| DE19950792A DE19950792A1 (de) | 1999-10-21 | 1999-10-21 | Wellenfrontsensor mit Mehrleistungsstrahlmodi und unabhängiger Abgleichkamera |
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| DE10014400A DE10014400A1 (de) | 1999-10-21 | 2000-03-23 | Wellenfrontsensor mit Mehrleistungsstrahlmodi und unabhängiger Abgleichkamera und Akkommodationsbereichmessung |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2187394T1 ES2187394T1 (es) | 2003-06-16 |
| ES2187394T3 true ES2187394T3 (es) | 2006-06-01 |
Family
ID=39764693
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES04026943T Expired - Lifetime ES2321937T3 (es) | 1999-10-21 | 2000-10-20 | Sensor de frente de onda que tiene modos de emision de potencia multiple, camara de ajuste independiente y medicion del intervalo de acomodacion. |
| ES00974431T Expired - Lifetime ES2187394T3 (es) | 1999-10-21 | 2000-10-20 | Sensor de frente de onda con modos de haz multipotencia. |
Family Applications Before (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES04026943T Expired - Lifetime ES2321937T3 (es) | 1999-10-21 | 2000-10-20 | Sensor de frente de onda que tiene modos de emision de potencia multiple, camara de ajuste independiente y medicion del intervalo de acomodacion. |
Country Status (9)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US7036934B1 (es) |
| EP (3) | EP1514509B1 (es) |
| JP (1) | JP2003511181A (es) |
| AU (1) | AU774574B2 (es) |
| BR (1) | BR0015063A (es) |
| CA (1) | CA2385903C (es) |
| DE (5) | DE19950792A1 (es) |
| ES (2) | ES2321937T3 (es) |
| WO (1) | WO2001028408A2 (es) |
Families Citing this family (45)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6547395B1 (en) | 1998-02-06 | 2003-04-15 | Wavefront Sciences, Inc. | Methods of measuring moving objects and reducing exposure during wavefront measurements |
| WO2003009746A1 (en) * | 2001-07-27 | 2003-02-06 | Tracey Technologies, Llc | Measuring refractive characteristics of human eyes |
| WO2001028476A1 (en) | 1999-10-21 | 2001-04-26 | Technolas Gmbh Ophthalmologische Systeme | Iris recognition and tracking for optical treatment |
| US6550917B1 (en) | 2000-02-11 | 2003-04-22 | Wavefront Sciences, Inc. | Dynamic range extension techniques for a wavefront sensor including use in ophthalmic measurement |
| US7455407B2 (en) | 2000-02-11 | 2008-11-25 | Amo Wavefront Sciences, Llc | System and method of measuring and mapping three dimensional structures |
| EP2008576B1 (en) | 2001-03-15 | 2011-05-11 | AMO WaveFront Sciences, LLC | Topographic wavefront analysis system and method of mapping an optical system |
| US7331667B2 (en) | 2001-04-27 | 2008-02-19 | Bausch Lomb Incorporated | Iris pattern recognition and alignment |
| US6582079B2 (en) | 2001-06-05 | 2003-06-24 | Metrologic Instruments, Inc. | Modular adaptive optical subsystem for integration with a fundus camera body and CCD camera unit and improved fundus camera employing same |
| US6709108B2 (en) | 2001-08-31 | 2004-03-23 | Adaptive Optics Associates, Inc. | Ophthalmic instrument with adaptive optic subsystem that measures aberrations (including higher order aberrations) of a human eye and that provides a view of compensation of such aberrations to the human eye |
| US6827442B2 (en) * | 2001-09-12 | 2004-12-07 | Denwood F. Ross | Ophthalmic wavefront measuring devices |
| US6554429B1 (en) * | 2001-10-15 | 2003-04-29 | Alcon, Inc. | Method for determining accommodation |
| DE10154194A1 (de) | 2001-11-07 | 2003-05-22 | Asclepion Meditec Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Messung des Dynamischen Verhaltens eines optischen Systems |
| EP1516156B1 (en) | 2002-05-30 | 2019-10-23 | AMO Manufacturing USA, LLC | Tracking torsional eye orientation and position |
| JP3813557B2 (ja) * | 2002-08-29 | 2006-08-23 | 株式会社トプコン | 眼特性測定装置 |
| DE10327019A1 (de) * | 2003-06-12 | 2004-12-30 | Carl Zeiss Sms Gmbh | Verfahren zur Bestimmung der Abbildungsgüte eines optischen Abbildungssystems |
| US7458683B2 (en) | 2003-06-16 | 2008-12-02 | Amo Manufacturing Usa, Llc | Methods and devices for registering optical measurement datasets of an optical system |
| US7343099B2 (en) | 2004-02-12 | 2008-03-11 | Metrologic Instruments, Inc. | Free space optical (FSO) laser communication system employing fade mitigation measures based on laser beam speckle tracking and locking principles |
| US20070027438A1 (en) * | 2005-07-26 | 2007-02-01 | Frieder Loesel | System and method for compensating a corneal dissection |
| US9681800B2 (en) * | 2005-10-27 | 2017-06-20 | The Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona | Holographic adaptive see-through phoropter |
| JP4979285B2 (ja) * | 2006-07-07 | 2012-07-18 | パナソニック株式会社 | ドーム型監視カメラ装置 |
| JP5038703B2 (ja) | 2006-12-22 | 2012-10-03 | 株式会社トプコン | 眼科装置 |
| EP2144582B1 (en) | 2007-05-11 | 2017-08-23 | AMO Development, LLC | Combined wavefront and topography systems and methods |
| CA2686854C (en) | 2007-05-17 | 2019-03-05 | Keith Holliday | Customized laser epithelial ablation systems and methods |
| US7976163B2 (en) * | 2007-06-27 | 2011-07-12 | Amo Wavefront Sciences Llc | System and method for measuring corneal topography |
| US7988290B2 (en) * | 2007-06-27 | 2011-08-02 | AMO Wavefront Sciences LLC. | Systems and methods for measuring the shape and location of an object |
| EP2187802B1 (en) | 2007-08-21 | 2017-11-01 | Visionix Ltd. | Multifunctional ophthalmic measurement system and corresponding method |
| US7802883B2 (en) | 2007-12-20 | 2010-09-28 | Johnson & Johnson Vision Care, Inc. | Cosmetic contact lenses having a sparkle effect |
| EP3005938B9 (en) | 2008-03-19 | 2019-05-29 | Carl Zeiss Meditec AG | Surgical microscopy system having an optical coherence tomography facility |
| DE102008047400B9 (de) * | 2008-09-16 | 2011-01-05 | Carl Zeiss Surgical Gmbh | Augenchirurgie-Messsystem |
| US8459795B2 (en) | 2008-09-16 | 2013-06-11 | Carl Zeiss Meditec Ag | Measuring system for ophthalmic surgery |
| US8254724B2 (en) * | 2008-11-06 | 2012-08-28 | Bausch & Lomb Incorporated | Method and apparatus for making and processing aberration measurements |
| US7988293B2 (en) | 2008-11-14 | 2011-08-02 | AMO Wavefront Sciences LLC. | Method of qualifying light spots for optical measurements and measurement instrument employing method of qualifying light spots |
| US7980698B2 (en) | 2008-11-19 | 2011-07-19 | Bausch & Lomb Incorporated | Power-adjusted aberrometer |
| US20100271595A1 (en) * | 2009-04-23 | 2010-10-28 | Vasyl Molebny | Device for and method of ray tracing wave front conjugated aberrometry |
| US8622546B2 (en) | 2011-06-08 | 2014-01-07 | Amo Wavefront Sciences, Llc | Method of locating valid light spots for optical measurement and optical measurement instrument employing method of locating valid light spots |
| JP6080427B2 (ja) * | 2012-08-10 | 2017-02-15 | キヤノン株式会社 | シャック・ハルトマンセンサとそれを利用した波面計測方法 |
| CA2904893C (en) * | 2013-03-13 | 2021-11-16 | Optimedica Corporation | Free floating patient interface for laser surgery system |
| AU2014242096B2 (en) | 2013-03-13 | 2018-06-28 | Amo Development, Llc | Laser eye surgery system |
| US9662010B2 (en) | 2014-09-19 | 2017-05-30 | Carl Zeiss Meditec Ag | Optical system, comprising a microscopy system and an OCT system |
| WO2016133588A1 (en) * | 2015-02-20 | 2016-08-25 | REBIScan, Inc. | Method and apparatus for fixation measurement and refraction error measurement using wave-front error |
| EP3496682A1 (en) | 2016-08-10 | 2019-06-19 | AMO Development, LLC | Epithelial ablation systems and methods |
| CN116482939A (zh) * | 2017-12-22 | 2023-07-25 | Asml荷兰有限公司 | 涉及光学像差的图案化过程改进 |
| KR102345114B1 (ko) * | 2020-03-13 | 2021-12-30 | 삼성전기주식회사 | 카메라 모듈 |
| KR20220048525A (ko) | 2020-10-12 | 2022-04-20 | 삼성전기주식회사 | 카메라 모듈 |
| CN113349734B (zh) * | 2021-06-29 | 2023-11-14 | 北京鹰瞳科技发展股份有限公司 | 眼底相机及其工作距离校准方法 |
Family Cites Families (27)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4029396A (en) * | 1976-08-06 | 1977-06-14 | Farrand Optical Co., Inc. | Lens system for modifying spherical aberration |
| US4190332A (en) * | 1977-10-14 | 1980-02-26 | Acuity Systems, Incorporated | Method and apparatus for controlling visual refractive state of the eye |
| US4490039A (en) * | 1980-12-12 | 1984-12-25 | United Technologies Corporation | Wave front sensor |
| US4471448A (en) * | 1981-09-08 | 1984-09-11 | Hughes Aircraft Company | Method and apparatus for aligning an optical system |
| DD273771B5 (de) * | 1988-07-11 | 1997-01-23 | Carn Zeiss Jena Gmbh | Verfahren und Anordnung zur Nahbrillenbestimmung |
| CA2121464A1 (en) * | 1992-01-17 | 1993-07-22 | Vadim Laser | Portable optical reader system |
| US5329322A (en) * | 1992-05-26 | 1994-07-12 | Yancey Don R | Palm size autorefractor and fundus topographical mapping instrument |
| US5684561A (en) * | 1992-05-26 | 1997-11-04 | Daphne Eye Technologies | Device and method for evaluation of refraction of the eye |
| DE4222395A1 (de) * | 1992-07-08 | 1994-01-13 | Amtech Ges Fuer Angewandte Mic | Vorrichtung und Verfahren zur Messung der Augenrefraktion |
| US5382988A (en) * | 1992-07-31 | 1995-01-17 | Nidek Co., Ltd. | Stereoscopic retinal camera with focus detection system |
| US5523809A (en) * | 1992-08-25 | 1996-06-04 | Canon Kabushiki Kaisha | Eye refraction measuring apparatus including optical path separating member light beam separating member, and/or light diameter changing means |
| JPH08564A (ja) * | 1994-06-17 | 1996-01-09 | Nikon Corp | 眼科装置 |
| JPH0833610A (ja) * | 1994-07-25 | 1996-02-06 | Nikon Corp | 眼科撮影装置 |
| US6304723B1 (en) * | 1994-10-11 | 2001-10-16 | Canon Kk | Retinal camera |
| US5891132A (en) | 1996-05-30 | 1999-04-06 | Chiron Technolas Gmbh Opthalmologische Systeme | Distributed excimer laser surgery system |
| US5777719A (en) | 1996-12-23 | 1998-07-07 | University Of Rochester | Method and apparatus for improving vision and the resolution of retinal images |
| US5920373A (en) * | 1997-09-24 | 1999-07-06 | Heidelberg Engineering Optische Messysteme Gmbh | Method and apparatus for determining optical characteristics of a cornea |
| JPH11137522A (ja) * | 1997-11-11 | 1999-05-25 | Topcon Corp | 光学特性測定装置 |
| BR9714878A (pt) | 1997-11-21 | 2001-01-09 | Autonomous Technologies Corp | Medição e correção objetivas de sistemas óticos que fazem uso da análise de frente de onda |
| US5963300A (en) * | 1998-02-17 | 1999-10-05 | Amt Technologies, Corp. | Ocular biometer |
| US6050687A (en) * | 1999-06-11 | 2000-04-18 | 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh | Method and apparatus for measurement of the refractive properties of the human eye |
| DE10014479A1 (de) | 2000-03-23 | 2001-10-04 | Technolas Gmbh | Iriserkennung und -nachführung zum Behandeln optischer Ungleichmäßigkeiten des Auges |
| US6199986B1 (en) * | 1999-10-21 | 2001-03-13 | University Of Rochester | Rapid, automatic measurement of the eye's wave aberration |
| US6264328B1 (en) * | 1999-10-21 | 2001-07-24 | University Of Rochester | Wavefront sensor with off-axis illumination |
| WO2001028476A1 (en) | 1999-10-21 | 2001-04-26 | Technolas Gmbh Ophthalmologische Systeme | Iris recognition and tracking for optical treatment |
| US6550917B1 (en) * | 2000-02-11 | 2003-04-22 | Wavefront Sciences, Inc. | Dynamic range extension techniques for a wavefront sensor including use in ophthalmic measurement |
| US20060126019A1 (en) * | 2004-12-10 | 2006-06-15 | Junzhong Liang | Methods and systems for wavefront analysis |
-
1999
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-
2000
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