ES2223728T3

ES2223728T3 - Dispositivo y metodo para la medicion objetiva de sistemas opticos mediante analisis de frente de onda.

Info

Publication number: ES2223728T3
Application number: ES01201252T
Authority: ES
Inventors: Rudlph W. Frey; James H. Burkhalter; Neil Zepkin; Edward Poppeliers; John Alfred Campin
Original assignee: Alcon Inc
Current assignee: Alcon Inc
Priority date: 2000-05-08
Filing date: 2001-04-05
Publication date: 2005-03-01
Anticipated expiration: 2021-04-05
Also published as: AR028294A1; BR0101806A; CA2343679A1; DE60104236D1; ATE270843T1; AU2985501A; EP1153570A1; EP1153570B1; US6497483B2; US6460997B1; DE60104236T2; MXPA01003598A; JP2001314372A; AU783649B2; US20020159030A1

Abstract

Dispositivo (300) para determinar las aberraciones de un ojo (120), que comprende: un soporte de cabeza del paciente (318) y una plataforma óptica (306) asociada con el respaldo para la cabeza del paciente, comprendiendo dicha plataforma óptica de una base: a) un dispositivo (390) para generar un haz de sonda para proporcionar un haz de sonda (350); b) una óptica para dirigir el haz de sonda que se puede accionar con el dispositivo para generar un haz de sonda, comprendiendo la óptica para dirigir el haz de sonda un divisor de haz (378), un espejo y una lente que se puede accionar dentro de un camino de haz del haz de sonda, siendo capaz la óptica para dirigir el haz de sonda de conducir el haz de sonda hacia un ojo de un paciente situado en el respaldo de la cabeza del paciente; c) unos componentes de la imagen de vídeo, comprendiendo los componentes de la imagen de vídeo comprenden una fuente de luz (336) para iluminar el ojo del paciente, y un espejo y una cámara de vídeo (338) para captar el ojo, siendo capaces los componentes de la imagen de vídeo de generar una imagen del ojo del paciente posicionado en el respaldo de la cabeza del paciente; d) unos componentes para la fijación del ojo, comprendiendo los componentes para la fijación del ojo una diana de fijación (366) para ser visionada por el ojo del paciente, una fuente de luz para iluminar la diana, y una lente y un espejo operativo en el recorrido de la diana, siendo capaces los componentes de fijación de generar una diana que puede ser visionada por el ojo de un paciente posicionado en el respaldo de la cabeza del paciente; y e) unos componentes para dirigir y analizar el frente de onda (356) que pueden funcionar con el ojo de un paciente, comprendiendo los componentes para dirigir y analizar el frente de onda una lente, un espejo (410), una matriz de microlentes (412), y una cámara (406) operativa dentro de un camino óptico de un ojo, y un procesador de datos (326) operativo con la cámara, y que incluye unos medios (358, 360; 506, 508) para la amplificación del frente de onda para reducir la pendiente del frente de onda.

Description

Dispositivo y método para la medición objetiva de sistemas ópticos mediante análisis de frente de onda.

Campo de la invención

La invención se refiere generalmente a la medición y análisis de aberraciones ópticas, y más particularmente a una medición objetiva de sistemas ópticos, tales como los sistemas del ojo humano.

Antecedentes de la invención

Los sistemas ópticos que presentan un foco de imagen real pueden recibir luz colimada y enfocarla en un punto. Estos sistemas ópticos pueden encontrarse en la naturaleza, por ejemplo, los ojos humanos y animales, o pueden estar fabricados por el hombre, por ejemplo, sistemas de laboratorio, sistemas de guiado, y similares. En cualquier caso, las aberraciones en el sistema óptico pueden afectar al rendimiento del sistema. A título de ejemplo, se utilizará el ojo humano para explicar este problema.

Un ojo perfecto o ideal refleja de forma difusa un rayo de luz incidente desde su retina a través de la óptica del ojo que comprende un cristalino y una córnea. Para un ojo ideal de este tipo en estado relajado, es decir, que no está acomodado para proporcionar enfoque en el campo cercano, la luz reflejada sale del ojo como una secuencia de ondas planas. Sin embargo, un ojo presenta normalmente aberraciones que provocan la deformación o distorsión de las ondas de luz reflejada que salen del ojo. Un ojo con aberraciones refleja de forma difusa un rayo de luz incidente procedente de su retina pasando a través de su cristalino y córnea como una secuencia de frentes de onda distorsionados.

Existen varias tecnologías que intentan proporcionar al paciente una mejora de la agudeza visual. Normalmente, el tratamiento se determina situando lentes esféricas y/o cilíndricas de poder dióptrico conocido en unas gafas planas (aproximadamente 1,0-1,5 centímetros anterior a la córnea) y literalmente preguntar al paciente que lentes o combinación de lentes proporcionan la visión más clara. Esta es una medición imprecisa de las verdaderas distorsiones en el frente de onda reflejado porque: 1) se aplica una única compensación esfero-cilíndrica a través de todo el frente de onda, 2) la visión se comprueba a intervalos discretos (es decir unidades de dioptría), y 3) se utiliza una determinación subjetiva por parte del paciente.

Así, la metodología habitual para determinar los errores refractivos en el ojo es menos precisa que las técnicas disponibles actualmente para medir las aberraciones oculares.

Otro método para medir los errores refractivos se da a conocer en la patente U.S. nº 5.258.791 de Penney et al. , "Autorefractómetro objetivo resuelto espacialmente", que muestra el uso de un autorefractómetro para medir la refracción de un ojo en varias posiciones discretas a través de la superficie de la córnea. El autorefractómetro está diseñado para proporcionar un rayo estrecho de radiación óptica a la superficie del ojo, y para determinar cuando el rayo incide en la retina utilizando un sistema de tratamiento de la imagen de la retina. Tanto el ángulo de la dirección de la propagación del rayo con respecto al eje óptico del sistema como la posición aproximada en la que incide el rayo en la superficie de la córnea del ojo se pueden ajustar de forma independiente. Sin embargo, existe una reducida incertidumbre o error en la posición del punto de incidencia del haz en la córnea, debido a la superficie curvada de la córnea. Para cada punto de incidencia a lo largo de la superficie de la córnea, la refracción del ojo correspondiente a este punto de la superficie puede determinarse ajustando el ángulo en el que el rayo incide en la córnea hasta que el rayo refractado en el iris incide en la fovea centralis. El ajuste del ángulo de propagación del haz puede realizarse ya sea manualmente por el paciente o automáticamente por el autorefractómetro, si se incorpora un bucle de retroalimentación que comprenda un componente de tratamiento de la imagen de la retina.

La patente Us nº 5.258.791 de Penney da a conocer además el uso de mediciones de autorefractómetro al determinar la variación adecuada de la forma de la córnea para proporcionar emetropía, una condición de un ojo normal cuando haces paralelos o rayos de luz se enfocan exactamente en la retina y la visión es perfecta. Ello se consigue al obtener primero una medición precisa de la topografía de la superficie de la córnea utilizando un dispositivo separado disponible comercialmente. A continuación se realiza un análisis matemático utilizando una topografía corneal inicial en cada punto de referencia de la superficie, la refracción medida en cada punto de la superficie, y la ley de Snell de la refracción, para determinar un cambio deseado en el contorno de la superficie en cada punto de referencia.

Una gran limitación en la aproximación descrita por la patente US nº 5.258.791 de Penney es que se desea una medición separada de la topografía de la córnea para realizar el análisis del cambio de la refracción según la ley de Snell. Ello incrementa significativamente el tiempo y el coste de un diagnóstico de evaluación completo tal como sería deseable. Además, la precisión del análisis del cambio de refracción dependerá de la precisión con la que se efectúe la medición topográfica y la precisión de la medición del autorefractómetro. Adicionalmente, cualquier error en la orientación espacial de un mapa topográfico con relación a un mapa de refracción degradará la precisión del perfil medido. Existe todavía otra limitación a las aproximaciones conocidas, tales como las descritas en la patente US nº 5.258.791 de Penney, a título de ejemplo, cabe mencionar que los puntos de prueba de la superficie de la córnea se examinan secuencialmente. El movimiento de los ojos durante el examen, tanto voluntario como involuntario, pueden introducir errores sustanciales en la medición de la refracción. En la patente US nº 5.258.791 de Penney se indica la detección de este movimiento de los ojos al incluir deliberadamente puntos de medición fuera de la pupila, es decir, en la región de la córnea sobre el iris, en la que el retorno desde la retina será obviamente cero en intervalos específicos en la secuencia de examen. Sin embargo, esta aproximación puede todavía permitir que existan errores sustanciales no detectados de movimiento de los ojos entre tales puntos de referencia del iris.

A título de ejemplo, un método y sistema conocidos en la técnica, se dan a conocer en el documento de Junzhong Liang et al titulado "Medición objetiva de aberraciones de onda en el ojo humano con el uso de un sensor de frente de onda Hartmann-Shack", publicado en el Journal of the Optical Society of America, volumen 11, nº 7, de Julio de 1994, páginas 1949-1957. Liang et al dan a conocer el uso de un sensor de frente de onda Hartmann-Schack para medir las aberraciones oculares al medir los frentes de onda que emergen del ojo por la reflexión retiniana de un punto de luz láser enfocado en la fóvea de la retina. El frente de onda real se reconstruye utilizando una estimación del frente de onda con polinomios de Zernike.

La técnica de medición imprecisa que consiste en colocar lentes de poder dióptrico conocido delante de la córnea y preguntar al paciente qué lente o combinación de lentes le proporciona la visión más clara se ha mejorado con el uso de autorefractómetros, tal como se describe en la patente US nº 5.258.791 de Penny, o con la utilización de sensores de frente de onda tal como se describe en el documento de Liang et al. Los datos de refracción resueltos espacialmente, en combinación con la medición del contorno de la superficie existente de la superficie anterior del ojo, permiten un cálculo de un nuevo contorno detallado resuelto espacialmente. Sin embargo, podría suponer una mejora en esta técnica si tales mediciones de visión pudieran realizarse sin la necesidad de datos de contorno, y adicionalmente, sin la necesidad de retroalimentación por parte del paciente en cuanto a las lentes apropiadas. Liang et al da a conocer el uso de sensores de frente de onda Hartmann-Schack para medir aberraciones oculares midiendo los frentes de onda que emergen del ojo por la reflexión retiniana de un punto de luz láser enfocada en la fóvea de la retina. Un haz paralelo de luz láser pasa a través de divisores de haz y un par de lentes que conduce el haz a un punto focal en la retina por la óptica del ojo. La posible miopía o hipermetropía del ojo que se está midiendo se determina por los movimientos de una lente dentro del par de lentes. Entonces se supone que la luz enfocada en la fóvea está reflectada de forma difusa y que actúa como una fuente puntual situada en la retina. La luz reflejada pasa a través del ojo y forma un frente de onda distorsionado delante del ojo como resultado de las aberraciones oculares. El frente de onda con aberraciones se dirige luego al sensor de frente de onda.

Una fuente puntual de radiación en la retina podría ser ideal para tales mediciones. Sin embargo, cuando el ojo perfecto recibe un rayo de luz colimada, la mejor imagen posible en la retina es un punto de difracción limitada. Tal como se ha ilustrado a título de ejemplo en los documentos de Penny et al y Liang et al, expuesto anteriormente, y que es habitual para los expertos en la materia, los haces paralelos o colimados se utilizan con la óptica del ojo que se está midiendo para lograr este punto de difracción limitada para tales mediciones objetivas. Con el fin de realizarlo, un procedimiento para cada paciente incluye una lente o una combinación de lentes y sus ajustes correspondientes para acomodarse a la agudeza visual específica de ese paciente Proporcionar una combinación de lentes, así como su ajuste para su uso resulta laborioso, se necesita tiempo y comporta un coste adicional. Eliminar la necesidad de tales ópticas es deseable y se elimina una variable en el sistema óptico de medición que habitualmente presenta muchas variables. Adicionalmente, existe la necesidad de proporcionar características ópticas de un ojo sin requerir la retroalimentación del paciente. A título de ejemplo, el paciente puede ser un animal salvaje o doméstico, vivo o muerto.

El sensor de frente de onda Hartmann-Shack dado a conocer por Liang et al incluye dos capas idénticas de lentes cilíndricas con las capas dispuestas de tal forma que las lentes en cada capa son perpendiculares entre sí, tal como da a conocer adicionalmente la patente U.S. nº 5.062.702 de Bille. De esta forma, las dos capas funcionan como una matriz bidimensional de pequeñas lentes esféricas que divide la onda luminosa que entra en sub-aperturas. La luz a través de cada sub-apertura se enfoca en el plano focal de la matriz de lentes donde reside un módulo de imagen de dispositivo de carga acoplada (CCD).

El sistema según Liang et al se calibra al incidir una onda luminosa plana ideal en la matriz de lentes de modo que un patrón de referencia o calibración de puntos de enfoque forma la imagen en el CCD. Puesto que el frente de onda ideal es plano, cada punto referido al frente de onda ideal está situado en el eje óptico de la correspondiente lente. Cuando un frente de onda distorsionado pasa a través de la matriz de lentes, los puntos de imagen en el CCD se desvían con relación al patrón de referencia generado por el frente de onda ideal. Cada desvío es proporcional a una pendiente local, es decir, a las derivadas parciales del frente de onda distorsionado, estas derivadas parciales se utilizan para reconstruir los frentes de onda distorsionados, mediante la estimación modal del frente de onda utilizando polinomios de Zernike.

Sin embargo, el sistema dado a conocer por Liang et al resulta efectivo sólo para ojos que presenten una visión bastante buena. Los ojos que padecen una miopía considerable (visión de cerca) podrían provocar que los puntos enfocados se solaparan en el CCD, ocasionando de ese modo la determinación de la pendiente local resultara prácticamente imposible de realizar en los ojos que presentaran esta condición. De forma similar los ojos que presentan una hipermetropía considerable (visión de lejos) deflectan los puntos de enfoque de tal forma que no inciden en el CCD ocasionando de nuevo que la determinación de la pendiente local resulte prácticamente imposible para los ojos que presenten esta condición.

Otros documentos representativos de la técnica anterior incluyen los documentos DE-A-4.222.395; US-A-
6.050.687; EP-A-0.962.184; y las exposiciones anteriores del solicitante en los documentos WO-A-99/27334 y WO-A-00/10448.

Sumario de la invención

La presente invención, tal como se define en las reivindicaciones siguientes, resuelve la medición objetiva de aberraciones ópticas mediante análisis de frente de onda y dispone de un rango dinámico que puede abarcar una gran cantidad de tales aberraciones para resultar útil en aplicaciones prácticas. Otra forma de realización de la presente invención proporciona un método y sistema para medir de forma objetiva aberraciones oculares utilizando un analizador de frente de onda de diseño simple y económico.

Una forma de realización de la presente invención proporciona un aparato y método para realizar mediciones objetivas y detalladas de aberraciones presentes en el ojos humano. Las aberraciones medidas por el dispositivo incluyen fenómenos de "orden superior", tales como aberración esférica y coma, adicionalmente a los tradicionales de miopía/hipermetropía y astigmatismo.

Según una forma de realización de la presente invención, una fuente de energía genera un haz de radiación. La óptica, dispuesta en el paso del haz, dirige el haz a través del sistema óptico de enfoque que dispone de una porción posterior que proporciona un reflector difuso. El haz se refleja de regreso de forma difusa desde la parte posterior como un frente de onda de radiación que pasa a través del sistema óptico de enfoque para incidir en la óptica. La óptica proyecta el frente de onda en un analizador de frente de onda en correspondencia directa con el frente de onda tal como emerge desde un sistema óptico de enfoque. Un analizador de frente de onda está dispuesto en el camino del frente de onda proyectado desde la óptica y calcula las distorsiones del frente de onda como una estimación de las aberraciones oculares del sistema óptico de enfoque. El analizador de frente de onda comprende un sensor de frente de onda acoplado a un procesador que analiza los datos del sensor para reconstruir el frente de onda para incluir sus distorsiones.

Una forma de realización de la presente invención, descrita aquí a título de ejemplo, utiliza la detección del frente de onda para medir las aberraciones del ojo. Cuando se considera el ojo perfecto o ideal tal como se ha descrito anteriormente, un haz de luz perfectamente colimado (es decir un conjunto de rayos luminosos paralelos) incidentes en el ojo perfecto, ideal emetrópico, se enfoca en un pequeño punto de difracción limitada en la retina. Este enfoque perfecto es cierto para todos los rayos luminosos que pasan a través de la entrada de la pupila, sea cual sea su posición. Desde la perspectiva del frente de onda, la luz colimada representa una serie de ondas planas perfectas que inciden en el ojo. Debido a la naturaleza reversible de la propagación de los rayos luminosos, la luz emana desde un punto iluminado creado en la retina como frentes de onda que salen del ojo ideal como una serie de ondas planas perfectas. El dispositivo de la presente invención logra este efecto de reversión del rayo utilizando un camino óptico del haz de sonda para proyectar un haz láser de diámetro reducido, que no daña al ojo, en el interior del ojo y en la fóvea. La luz dispersada desde la retina irradiada sirve como una fuente secundaria para un frente de onda reemitido. El haz láser de la sonda incide en la retina en una posición apropiada de la fóvea para iluminar un punto suficientemente pequeño. Se ha provisto un camino óptico de la fijación que comprende una diana de referencia alineada con un eje óptico. Ello permite que el paciente se fije en una diana. Un camino óptico de vídeo proporciona una imagen de vídeo del plano del ojo, centrado en el eje óptico. Una imagen de vídeo del eje permite que un cirujano clínico asista en la orientación del ojo para la medición del frente de onda.

Unas formas de realización de la presente invención, aquí descritas, proporcionan un sistema de medición por refracción que se adapta fácilmente a la medición de las características de visión del ojo, incluso en presencia de errores de refracción finitos. Se reduce el tiempo que un paciente debe permanecer en una posición fija durante el examen, mientras que al mismo tiempo se proporciona una fuente útil de luz en la retina del ojo que debe medirse independientemente de las características del ojo de ese paciente o de otros pacientes que deban examinarse. Es deseable que las mediciones se realicen sin que se requiera retroalimentación por parte del paciente o del cirujano. Un aspecto del método de la invención para medir las características ópticas de un sistema óptico, tal como el ojo, incluye enfocar un haz óptico en una superficie anterior al ojo para proporcionar una fuente finita de radiación secundaria en la retina del ojo, cuya radiación secundaria se emite desde la retina como un frente de onda de radiación reflectado que pasa a través del ojo. El frente de onda reflectado se dirige a un analizador de frente de onda para medir las distorsiones asociadas con el frente de onda reflectado.

En una forma de realización, la radiación es radiación óptica, y el sensor de frente de onda se implementa utilizando una placa y una matriz plana de celdas sensibles a la luz. La placa es generalmente opaca pero dispone de una matriz de aperturas transmisoras de la luz que de forma selectiva dejan pasar a través de ellas la luz incidente. La placa se encuentra dispuesta en el camino del frente de onda de modo que partes del frente de onda pasan a través de las aperturas transmisoras de la luz. La matriz plana de celdas está dispuesta de forma paralela y separada de la placa a una distancia seleccionada. Cada parte del frente de onda que pasa a través de una de las aperturas transmisoras de la luz ilumina una forma geométrica que cubre una única variedad de celdas.

Tal como se ha descrito aquí, a título de ejemplo, el camino óptico del frente de onda según la presente invención libera el frente de onda re-emitido desde el plano de la córnea a la cara de entrada de un sensor de frente de onda Hartman-Shack. El frente de onda incidente en el sensor es recibido por una cámara sensible de dispositivo de carga acoplada (CCD) y una placa óptica que contiene una matriz de lentes. La matriz de lentes es paralela a la cara de detección del CCD a una distancia entre ellos de aproximadamente igual a la distancia focal de cada lente en la matriz de lentes. La matriz de lentes divide el frente de onda de entrada en una matriz correspondiente de "pequeñas ondas", cada una de las cuales se enfoca en un pequeño punto en el plano detector del CCD. La constelación de puntos de ondas en el CCD se utiliza para reconstruir la forma del frente de onda incidente. La luz colimada que incide en la lente con incidencia normal (perpendicular) podría incidir en el punto de la cara del CCD en la que se intersecta con este eje óptico. La óptica del dispositivo proporciona una luz colimada tal al sensor de frente de onda utilizando un camino óptico de calibración. Las imágenes CCD de luz colimada se obtienen de forma habitual como parte del procedimiento diario de calibración y se utilizan para referencia en el análisis de datos experimentales.

Sin embargo, en el caso de un frente de onda reflectado con aberraciones, la luz se enfoca en un punto desplazado desde el punto de referencia colimado en una distancia Dx. La distancia desde la cara de la lente a la superficie del CCD, Dz se conoce con precisión. Por lo tanto, al dividir el desplazamiento medido, Dx, por la distancia conocida de propagación, Dz, la pendiente del frente de onda en la posición de este elemento de lente queda determinada. El mismo cálculo se aplica en la dirección "y" dentro del plano, y el procedimiento completo se aplica a cada elemento lente irradiado por el frente de onda. A continuación se aplica un algoritmo matemático para reconstruir la forma del frente de onda consistente con los datos de pendiente calculados Dx/Dz y Dy/Dz. Independientemente del sensor de frente de onda que se utilice, la distancia entre la matriz plana de celdas y la placa opaca, o la matriz de lentes, puede variarse para ajustar la ganancia de medición de la pendiente del sensor de frente de onda y por lo tanto mejorar el rango dinámico del sistema.

Otra medición de la mejora del rango dinámico se proporciona mediante la óptica de enfoque. La óptica de enfoque comprende una primera y segunda lentes mantenidas en posición fija en el camino del haz y el frente de onda. Una disposición de elementos ópticos está situada entre las lentes en el camino del haz y el frente de onda. Los elementos ópticos son ajustables para cambiar la longitud del camino óptico entre las lentes.

Un aspecto del método de la presente invención, tal se ha descrito en la presente memoria, determina aberraciones de un ojo que requiere un cambio superior a + o -3 dioptrías, y comprende el dirigir un haz óptico a la retina de un ojo, reflejando el haz óptico desde la retina del ojo, determinando las características de un frente de onda en un haz óptico reflejado, y generando datos basados en las características del frente de onda, siendo estos datos los que cuantifican las aberraciones del ojo. Los datos pueden ser generados adicionalmente basados en los índices refractivos del medio a través del cual pasa el haz óptico. Adicionalmente incluso, pueden generarse los datos basados en las características del frente de onda, cuyos datos cuantifican las aberraciones del ojo para una sección discreta del ojo.

Un método para determinar las aberraciones en un ojo, descrito aquí a título de ejemplo, incluye dirigir un haz de sonda a lo largo del camino del haz de sonda hacia un ojo, dirigiendo una imagen de fijación a lo largo del camino de imagen de fijación hacia el ojo, dirigiendo una fuente de luz a lo largo de un camino de imagen de vídeo hacia el ojo, generando una imagen de vídeo del ojo, dirigiendo un frente de onda que se origina en el ojo a lo largo de un camino de frente de onda, en el que el camino de haz de la sonda, el camino de imagen de fijación, el camino de imagen de vídeo, y el camino de haz del frente de onda son coincidentes por menos a lo largo de una parte de sus caminos respectivos, el camino del haz de la sonda termina en la retina del ojo y el haz de la sonda reflectado desde la retina del ojo como un frente de onda, alineando el ojo con el camino del haz de la sonda por lo menos parcialmente en la imagen de vídeo del ojo generado por la fuente de luz dirigida a lo largo del camino de la imagen de vídeo, midiendo el frente de onda, y generando datos representativos de las aberraciones del ojo basados en las mediciones del frente de onda. Adicionalmente, la alineación del ojo con el camino del haz de la sonda basado al menos parcialmente en la imagen de vídeo del ojo generado por la fuente de luz dirigida a lo largo del camino de la imagen de vídeo, puede ocasionar que el frente de onda pase a través de una única matriz de microlentes.

Un dispositivo para determinar las aberraciones de un ojo comprende un soporte para la cabeza del paciente que comprende un ajuste vertical, y el soporte de la cabeza de un paciente asociado con una plataforma óptica que dispone de una base. La base dispone de un dispositivo de generación de haz de la sonda, óptica para la dirección del haz de sonda, la óptica para la dirección del haz de sonda comprende un divisor de haz; un espejo; y una lente, la óptica para la dirección del haz de sonda es capaz de dirigir un haz de sonda hacia un ojo de un paciente posicionado en el respaldo de la cabeza del paciente, componentes de imagen de vídeo, los componentes de imagen de vídeo comprenden una fuente de luz, un espejo, y una cámara de vídeo, los componentes de la imagen de vídeo pueden generar una imagen de un ojo de un paciente posicionado en el apoyo de la cabeza del paciente, componentes de fijación del ojo, los componentes de fijación del ojo comprenden una diana de fijación; una fuente de luz; una lente; y un espejo, los componentes de fijación son capaces de generar una diana que el ojo de un paciente posicionado en el respaldo de la cabeza del paciente puede ver, y componentes de dirección y análisis del frente de onda, los componentes de dirección y análisis del frente de onda comprenden una lente, un espejo, una matriz de microlentes, una cámara, y un procesador de datos. Los componentes de dirección y análisis del frente de onda pueden medir el frente de onda que emana del ojo de un paciente posicionado en el apoyo de la cabeza del paciente y determinar aberraciones de dicho ojo que abarcan desde al menos aproximadamente + o - 1 dioptría hasta por menos aproximadamente + o - 6 dioptrías.

Breve descripción de los dibujos

A continuación se describirán unas formas de realización de la invención a título de ejemplo, haciendo referencia a los dibujos adjuntos, en los que:

La figura 1A es una vista esquemática de un ojo ideal que refleja la luz desde su retina como un frente de onda plano;

La figura 1B es una vista esquemática de un ojo con aberraciones que refleja la luz desde su retina como un frente de onda deformado;

La figura 1C es una vista esquemática de un frente de onda distorsionado con relación a una referencia plana para mostrar el error del frente de onda o diferencia en el camino óptico como una función de la distancia transversal en la dirección de propagación;

La figura 1D es una vista esquemática que ilustra el uso de una referencia plana;

La figura 2 es una vista esquemática de un sistema para determinar las aberraciones oculares

La figura 3 es una vista esquemática de una forma de realización de un analizador de frente de onda de técnica anterior de Hartmann-Schack utilizado en la presente invención;

La figura 4 es una vista en perspectiva de una parte de la placa de tratamiento de imagen con orificios y matriz plana de celdas sensibles a la luz que comprende el sensor de frente de onda mostrado en la figura 3 en el que la deflexión de una parte de frente de onda asociada a un ojo con aberraciones se muestra en comparación con una pieza de frente de onda asociado con un frente de onda de calibración o plano;

La figura 5 es una vista en planta de un área designada en la matriz plana de celdas sensibles a la luz asociada con el correspondiente orificio;

La figura 6 es una vista esquemática de otro analizador de frente de onda de técnica anterior utilizado en la presente invención;

La figura 7 es una vista esquemática de un ojo que debe medirse con la presente invención;

La figura 8 es una vista esquemática de un ojo que debe medirse con la presente invención;

La figura 9 es una vista en alzado lateral de una forma de realización de la presente invención que ilustra un paciente que se encuentra situado para la medición;

La figura 10 es una vista en alzado por el extremo de la forma de realización de la figura 9;

La figura 11 es una vista en perspectiva ampliada de una parte de posicionado de un paciente de la forma de realización de la figura 9;

La figura 12 es una vista en planta desde la parte superior de elementos ópticos de la forma de realización de la figura 9;

La figura 12A ilustra un camino óptico de una diana de fijación de la figura 12;

La figura 12B ilustra un camino óptico de imagen de vídeo de la figura 12;

La figura 12C ilustra un camino óptico de una sonda láser de la figura 12;

La figura 12D ilustra un camino óptico de un frente de onda re-emitido de la figura 12;

La figura 12E ilustra un camino óptico de un frente de onda de calibración de la figura 12;

Las figuras 12F y 12G son vistas en alzado desde la parte delantera y en planta desde la parte superior de un soporte de lentes de prueba que es útil para formas de realización de la presente invención aquí descritas;

La figura 13 es un diagrama de bloques que ilustra los componentes eléctricos de una forma de realización de la figura 9;

La figura 14 es una imagen ampliada de un ojo que ilustra una imagen de centrado;

La figura 15 es un diagrama de bloques que ilustra un flujo de etapas operativas utilizadas en una forma de realización de la presente invención;

La figura 16 es una vista ampliada de un ojo que muestra una alineación del ojo antes de la medición;

La figura 17 es una imagen ampliada de un ojo que ilustra una verificación de la alineación del ojo antes de la medición del mismo;

La figura 18 es un diagrama de líneas que ilustra un patrón de registro del ojo;

La figura 19 ilustra una imagen de CCD rechazada;

La figura 20 ilustra una imagen de CCD que incluye centroides;

La figura 21 es una imagen ampliada de un centroide;

La figura 22 ilustra una imagen disponible a un cirujano de un centroide de referencia que se ha medido;

La figura 23A ilustra un filtro espacial que se puede funcionar en una forma de realización de la presente invención;

La figura 23B ilustra una imagen de CCD con ruido antes del filtrado para proporcionar una imagen tal como la que se ilustra con referencia a la figura 20;

La figura 24A es un dibujo en tres dimensiones de una reconstrucción de un frente de onda según la presente invención;

La figura 24B ilustra una aberración de orden superior del frente de onda de la figura 23;

La figura 25 ilustra un efecto geométrico de una superficie curvada de la córnea en la medición de un frente de onda;

La figura 26A es un dibujo lineal pictorial que ilustra la modificación de la ampliación de la forma de realización de la figura 12; y

La figura 26B es un dibujo lineal pictorial que ilustra los elementos ópticos de la presente invención.

Se remite a nuestra solicitud de patente europea Nº 01941464.8 que describe otros aspectos de la materia del sujeto de las figuras 9-26B.

Descripción detallada de la invención

La presente invención se describirá en este punto de forma más completa a continuación con referencia a los dibujos adjuntos, en los que se proporcionan unas formas de realización de la presente invención, incluidas a título de ilustración y de ejemplo. Esta invención puede, sin embargo, realizarse de muchas formas y no debe limitarse a las formas de realización aquí presentadas. Más bien, estas formas de realización se proporcionan para que esta descripción resulte extensiva y completa, y refleje completamente el alcance de la invención a los expertos en la materia. En todo el documento números similares se refieren a elementos similares.

Por medio de ejemplos ilustrativos, la presente ilustración se describe con referencia al diagnóstico de un ojo humano. Sin embargo, debe entenderse que lo que se da a conocer en la presente invención sea aplicable a cualquier sistema óptico que presente un enfoque de imagen real que pueda ser o que pueda adaptarse para reflejar de forma difusa un punto enfocado de radiación desde una parte posterior del sistema óptico de regreso a través del sistema óptico como un frente de onda de radiación. Así, la presente invención puede utilizarse en ojos humanos o animales de pacientes que puedan estar vivos o muertos, o en cualquier sistema óptico realizado por el hombre.

El método para utilizar el análisis de frente de onda se introducirá con referencia al ejemplo de un ojo y la ayuda de dibujos esquemáticos de las figuras 1A, 1B, y 1C. Tal como se ha descrito anteriormente con referencia a un ojo ideal, y con referencia en este punto a la figura 1A, el ojo ideal emetrópico o perfecto 100 refleja de forma difusa un haz de luz incidente (no se muestra por razones de claridad) desde la parte posterior de su retina 102 (es decir, la fovea centralis 103) a través de la óptica del ojo que comprende lentes 104 y córnea 106. Para un ojo ideal 100 de estas características en estado relajado, es decir que no se acomoda para proporcionar un enfoque en el campo cercano, la luz reflejada (representada por flechas 108) sale del ojo 100 como una secuencia de ondas planas, una de las cuales está representada por una línea recta 110. Sin embargo, tal como se ilustra con referencia a la figura 1B, un ojo típico 120 habitualmente tiene aberraciones que causan deformaciones o distorsiones de una onda reflejada que sale del ojo, cuando el ojo con aberraciones 120 refleja de forma difusa un haz de luz incidente (por el mismo motivo, no se muestra por razones de claridad) desde la parte posterior de su retina 122 de la fovea centralis 123 a través del cristalino 124 y la córnea 126. Para el ojo con aberraciones 120, la luz reflectada 128 sale del ojo 120 como una secuencia de frentes de onda distorsionados, uno de los cuales está representado por una línea ondulada 130.

Con referencia ahora a la figura 1C, un sistema de coordenadas se define por conveniencia, cuando la x positiva está en dirección positiva en el plano de la figura, la y positiva está en posición hacia el exterior desde el plano de la figura, y la z positiva está hacia la derecha a lo largo de la dirección de propagación. El frente de onda distorsionado 130 está aquí descrito de forma matemática como W(x,y). Un método para medir distorsiones en el frente de onda 130 se realiza mediante la determinación de la separación espacial \Deltaz entre un plano de referencia 131 (a título de ejemplo, un plano análogo al frente de onda ideal 110) a una distancia conocida Z_{0} desde el ojo 120 a cada punto (x,y) del frente de onda distorsionado 130 mientras el borde conductor del frente de onda 130 atraviesa la distancia z_{0}. Ello se describe matemáticamente como:

(1)\Delta \ z(x, y) = Zo - W(w, y)

Estas mediciones \Delta z definen las diferencias de camino óptico debidas a aberraciones en el ojo 120 que se está examinando, a título de ejemplo.

Dependiendo de la terapia deseada (por ejemplo, adición de lentes sintéticas), el espesor de material en cada coordenada (x, y) puede calcularse directamente si el índice de refracción del material en cuestión es conocido. Para muchos procedimientos, tales como implantación de lentes intraoculares, un análisis de frente de onda puede efectuarse de forma repetitiva durante un procedimiento para proporcionar información de retroalimentación como el punto final apropiado del procedimiento.

En términos de ejemplo ilustrativo, las diferencias \Deltaz(x, y) entre el frente de onda distorsionado 130 y el frente de onda ideal 110 son la consecuencia de aberraciones en el ojo. Medir estas aberraciones consiste en introducir una diferencia de camino óptico en el plano de referencia 131 de valor \Deltaz(x, y) negativo. Si la aproximación del tratamiento, a título de ejemplo, consiste en añadir material a la córnea 126, entonces una elección para la posición del plano de referencia 131 es tangencial a la superficie de la córnea 126 (es decir a z=0). Ello se ilustra esquemáticamente con referencia a la figura 1D, en la que la curvatura de la córnea 126 está sumamente exagerada para proporcionar claridad en la ilustración.

La adición apropiada de la córnea en cualquier coordenada transversal (x,y) está, dentro de un error reducido, dado por:

(2)\Delta \ z (x,y)/(n_{c} - 1)

cuando n_{c} es el índice de refracción del tejido de la córnea o 1,3775. El método descrito en detalle a continuación calcula \Deltaz(x,y) al medir primero las pendientes locales en el frente de onda 130, es decir \deltaW(x,y)/\deltax y \deltaW(x,y)/\deltay, en varios puntos en las direcciones transversales x e y en el plano de referencia 131 y luego generar una descripción matemática de W(x,y) que presenta pendientes con la concordancia mejor posible con los valores determinados experimentalmente. Una de tales pendientes \deltaW(x,y)/\deltax está ilustrada con referencia de nuevo a la figura 1D. Al realizar esto, se introduce un pequeño error debido al hecho de que el frente de onda distorsionado 130 se mida en el plano de referencia 131 mientras que el frente de onda 130 emerge de una superficie curvada de la córnea justo posterior al plano de referencia 131. A título de ejemplo, un error E_{x}(x,y) es el desplazamiento lateral en la dirección x en cada posición (x,y) en el plano de medición (es decir, plano de referencia 131) de la superficie curvada de la córnea. Un error similar se pondrá de manifiesto para cualquier medición que implique superficies ópticas curvadas. El error se incrementará generalmente con ambos desplazamientos (x,y) desde el punto de tangencia y el error local de frente de onda.

La magnitud del error E_{x}(x,y) puede determinarse para cada posición de medición (x,y) medida en una coordenada arbitraria, por ejemplo, (x_{0},y_{0}) al proyectar la posición de regreso al punto de origen en la córnea 126. Ello se explica matemáticamente con referencia de nuevo a la figura 1D, en la que a título de ejemplo, se supone que el error está en el plano de la figura, es decir, el plano definido por y=y_{0}, aunque es bastante sencillo desde el punto de vista matemático extender el análisis para incluir errores en la dimensión y. La cuantificación de una línea L que traza la propagación del frente de onda 131 medido en (x_{0},y_{0}) en el plano de referencia z_{0} desde la superficie de la córnea al plano de referencia es:

(3)L(x) = z_{0} - \frac{(x-x_{0})}{\delta \ W (x_{0}, y_{0})/\delta \ x}

Si la superficie de la córnea en el plano de la figura está descrita por la expresión S(x_{0},y_{0}), entonces el punto de origen para el frente de onda 131 en cuestión puede encontrarse al hallar el punto de intersección entre L(x) y S(x, y_{0}). Matemáticamente, se halla el valor x', que satisface la ecuación L(x') = S(x_{0},y_{0}). El error E_{x}(x_{0},y_{0}) viene dado como Ex(x_{0},Y_{0}) = x'-x_{0}. Extendiendo el análisis para considerar errores en la dirección y puede producir una expresión similar para E_{y} donde E_{y}(x_{0}, y_{0}) = y'-y_{0}. Aunque estos errores transversales son significativos, pueden compensarse al desplazar lateralmente la aberración calculada en cada coordenada (x, y) por las cantidades E_{x}(x,y) y E_{y}(x,y).

En el caso de córneas humanas, el error transversal en la mayoría de circunstancias será poco significativo. El error será cero en el origen en el que el tejido corneal y el plano de referencia 131 son tangentes. Para córneas humanas, el tejido es aproximadamente esférico con un radio de curvatura de aproximadamente 7,5-8,0 mm. El radio de tratamiento es habitualmente no mayor de 3 mm, y el radio de curvatura del frente de onda local casi nunca excederá 50 mm (un error de refracción de 20 dioptrías). El error transversal E en un radio de tratamiento de 3 mm para un radio local de frente de onda de curvatura de 50 mm es menor que 40 \mum.

Para ciertos procedimientos oftalmológicos, el análisis de frente de onda también puede utilizarse de forma repetitiva durante el procedimiento de proporcionar información útil de retroalimentación. Un ejemplo de este uso podría seguir a la colocación de un implante de lente intraocular (LIO). El análisis ayuda a identificar si se ha insertado la lente LIO de poder dióptrico adecuado, o si debiese utilizarse una LIO de un diferente poder dióptrico.

Para realizar el análisis de frente de onda de forma compatible con procedimientos tales como los descritos anteriormente, se mide la magnitud de separación espacial de las partes que componen un frente de onda 130 con relación a las partes componentes correspondientes del frente de onda 110 plano o ideal. Se trata del sistema y el método de la presente invención que permite que tal separación pueda medirse de forma objetiva y precisa incluso para ojos que presenten una aberración sustancial 120 incluyendo aquellos que presentan defectos graves tales como una miopía grave o hipermetropía.

Para la parte de evaluación o medición de la presente invención, la pupila del paciente debería idealmente dilatarse a aproximadamente 6mm o más, es decir, la medida habitual de la pupila humana en condiciones de poca luz. Menores dilataciones o no dilatar en absoluto podría también evaluarse o medirse. De esta forma, el ojo se evalúa mientras está utilizando la mayor área de la córnea para que así cualquier medición tenga en cuenta el mayor área utilizable de la córnea del ojo del paciente. Bajo la luz del día se utiliza una menor cantidad de córnea, cuando la pupila es considerablemente menor, por ejemplo, del orden de 3 milímetros. La dilatación puede producirse naturalmente al implementar la parte de medición de la presente invención en un entorno con luz tenue tal como una habitación débilmente iluminada. La dilatación puede también inducirse mediante el uso de agentes farmacológicos.

Haciendo referencia ahora a la figura 2, se ilustra un esquema simplificado de una forma de realización de ejemplo del dispositivo 10 de la presente invención. El dispositivo 10 comprende un láser 12 para generar la radiación óptica utilizada para producir un haz láser de diámetro reducido 14. El láser 12 genera un haz de luz láser colimada (representada por líneas de trazos para el haz 14) de una longitud de onda y una potencia que es segura para el ojo. Para aplicaciones oftálmicas, las longitudes de onda apropiadas podrían incluir la totalidad del espectro visible y el espectro cercano al infrarrojo. A título de ejemplo, las longitudes de onda adecuadas podrían encontrarse en un rango de aproximadamente 400 a 1000 nanómetros, incluyendo las longitudes de onda útiles 550, 650, 850. Aunque se desea generalmente que el funcionamiento se realice en el espectro visible, ya que estas son las condiciones en las que funciona el ojo, el espectro infrarrojo cercano pueda ofrecer ventajas en ciertas aplicaciones. Por ejemplo, el ojo del paciente puede estar más relajado si el paciente no sabe que se está realizando la medición. Independientemente de la longitud de onda de la radiación óptica, la potencia debería restringirse a las aplicaciones oftálmicas a niveles seguros para los ojos. Para la radiación láser, los niveles de exposición que son seguros para los ojos pueden encontrarse en el documento U.S. Federal Performance Standard for Laser Products (Norma Federal Americana para el funcionamiento de productos láser). Si el análisis debe efectuarse en un sistema óptico distinto al del ojo, la longitud de onda para realizar el examen debería incorporar lógicamente el rango previsto de funcionamiento del sistema.

Para seleccionar un núcleo colimado de menor diámetro del haz de luz láser 14, se utiliza un diafragma iris 16 para bloquear todo el haz de luz láser 14 excepto para el haz láser 18 de la medida deseada para su utilización. En términos de la presente invención, el haz láser 18 presentará un diámetro en el rango de aproximadamente 0,5-4,5 milímetros siendo normalmente de 1-3 milímetros, a título de ejemplo. Un ojo con una aberración grave utiliza un haz de menor diámetro mientras que un ojo con sólo ligeras aberraciones puede evaluarse con un haz de mayor diámetro. Dependiendo de la divergencia de salida del láser 12, puede situarse una lente, tal como se describirá a continuación, en el camino del haz para optimizar la colimación del haz.

El haz láser 18, como se ha descrito en la presente memoria a título de ejemplo, es un haz polarizado que pasa a través de un divisor de haz sensible a la polarización 20 para dirigirse a un tren óptico 22, este tren óptico funciona para enfocar el haz láser 18 a través de la óptica del ojo 120 (por ejemplo, la córnea 126, la pupila 125 y el cristalino 124) a la retina 122. Deberá entenderse que el cristalino 124 puede no estar presente en el caso de un paciente que se ha sometido a una operación de cataratas. Sin embargo, ello no afecta a la presente invención. En el ejemplo ilustrado en la figura 2, el tren óptico 22 proyecta el haz láser 18 como un punto de luz de pequeñas dimensiones en o cerca de la fovea centralis 123 del ojo, donde la visión del ojo es más aguda. Debe resaltarse que el punto de luz de pequeñas dimensiones puede reflectarse en otra parte de la retina 122 para determinar las aberraciones relacionadas con otros aspectos de la visión del sujeto. Por ejemplo, si el punto de luz se reflectara fuera del área de la retina 122 que rodea la fovea centralis 123, se podrían evaluar las aberraciones específicamente relacionadas con la visión periférica de la persona a la que se está examinando. En todos los casos, el punto de luz puede dimensionarse para formar una imagen de casi difracción limitada en la retina 122. Así, el punto de luz producido por el haz láser 18 en la fovea centralis 123 no excede de aproximadamente 100 micrómetros de diámetro y, normalmente, es del orden de 10 micrómetros.

La reflexión difusa del haz láser 18 de regreso desde la retina 122 se representa en la figura 2 por líneas continuas 24 indicativas de la radiación que pasa de regreso a través del ojo 120. El frente de onda 24, descrito anteriormente con referencia a la figura 1B como un frente de onda distorsionado 130 incide en y pasa a través del tren óptico 22 y en y a través del divisor de haz sensible a la polarización 20. El frente de onda 24 no está polarizado con relación al haz láser 18 debido a la reflexión y refracción tal como el frente de onda 24 emana de la retina 122. Por consiguiente, el frente de onda 24 se dirige al divisor de haz sensible a la polarización 20 y se dirige hacia un analizador de frente de onda 26 tal como un analizador de frente de onda Hartmann-Shack (H-S). En general, el analizador de frente de onda 26 mide las pendientes del frente de onda 24, es decir, las derivadas parciales con relación a x e y, en diversas coordenadas transversales (x,y), tal como se ha descrito anteriormente con referencia a las figuras 1C y 1D. Esta información de derivadas parciales se utiliza luego para reconstruir o aproximar el frente de onda original con una expresión matemática tal como una serie ponderada de polinomios de Zernike.

Los estados de polarización para el haz láser incidente 18 y el divisor de haz 20 minimizan la cantidad de radiación láser dispersa que alcanza la parte del sensor del analizador del frente de onda 26. En algunas situaciones, la radiación dispersa puede ser suficientemente reducida cuando se compara con la radiación de retorno desde el objetivo deseado (por ejemplo la retina 122) y de esta forma las especificaciones de polarización resultan innecesarias.

La presente invención puede adaptarse a un amplio rango de defectos de visión y como tal logra un nuevo nivel de rango dinámico en términos de medición de aberraciones oculares. La mejora del rango dinámico se logra con el tren óptico 22 y/o una parte de sensor de frente de onda del analizador de frente de onda 26. Continuando con referencia a la figura 2, el tren óptico 22 comprende una primera lente 220, un espejo plano 221, un espejo de Porro 222 y una segunda lente 224 todas las cuales están situadas a lo largo del camino del haz láser 18 y el frente de onda 24. La primera lente 220 y la segunda lente 224 son lentes idénticas que se mantienen en posiciones fijas. El espejo de Porro 222 puede desplazarse con movimientos lineales tal como se indica por la flecha 223 para modificar la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224. Sin embargo, debe entenderse que la presente invención no se limita a la disposición particular del espejo plano 221 y del espejo de Porro 222 y que otras disposiciones ópticas, tal como se describirán a continuación a título de ejemplo, se utilizarán sin desviarse de lo que da a conocer y los beneficios de la presente invención.

Una "posición cero" del espejo de Porro 222 se identifica al reemplazar el eje 120 ilustrado con referencia de nuevo a la figura 2, por una fuente de calibración, tal como se describirá más adelante mediante un ejemplo adicional, de una luz colimada para proporcionar un frente de onda de referencia tal como el plano de onda perfecto 110, descrito anteriormente con referencia a la figura 1A. Una fuente de este tipo puede realizarse con un rayo láser expandido por un telescopio de haz hasta el diámetro que cubrirá el plano de proyección del analizador de frente de onda 26 y un ajuste del espejo de Porro 222 hasta que el analizador de frente de onda 26 detecte que la luz esté colimada. Debe resaltarse que los cambios en la longitud del camino óptico llevados a cabo por el espejo de Porro 222 pueden calibrarse en dioptrías para proporcionar una medición aproximada de las dioptrías esféricas, tal como se explicará adicionalmente a continuación.

El rango dinámico del dispositivo 10 se ha mejorado adicionalmente al proporcionar una disposición mejorada del sensor de frente de onda 28 tal como se ilustra con referencia a las figuras 3 y 4. El analizador de frente de onda 26 comprende una placa opaca de proyección 32 que presenta una matriz de orificios 34 que son pasantes, una matriz plana 36 de celdas sensibles a la luz tales como celdas dispositivo acoplado de carga (CCD) 38, y un procesador 40 operable con la matriz plana 36 de celdas CCD 38. La combinación de la placa 32 y la matriz plana 36 proporciona una forma de realización de la presente invención. La placa 32 se mantiene paralela a y separada de la matriz plana 36 por una distancia de separación F. Tal como se explicará a continuación, la distancia de separación F puede variarse para ajustar la ganancia de la señal. Para llevarlo a cabo, la matriz plana 36 está acoplada a un dispositivo de posicionado 42, por ejemplo, un posicionador convencional lineal motorizado que presente una capacidad precisa de movimiento, que ajuste la posición de una matriz plana 36 en relación con la placa 32 para cambiar la distancia de separación F tal como se indica por la flecha 43. Con respecto a la matriz de orificios 34, cada uno de los orificios 34 es de igual medida y con una forma de circulo que es habitual debido a su facilidad de fabricación. Tal como se describe aquí a título de ejemplo, se utiliza una geometría de matriz cuadrada para la matriz de orificios 34, aunque se utilizarán otras geometrías sin desviarse de lo que se da a conocer en la presente invención.

Tal como se ilustra con referencia a la figura 4, cuando el frente de onda 24 incide en la placa 32, una parte del frente de onda 24, indicado por la flecha 25, pasa a través del orificio 34 para iluminar la matriz plana 36. Hasta un primer orden, la imagen resultante formada por cada parte de tal frente de onda 25 es una sombra positiva del orificio respectivo 34. Sin embargo, se produce una difracción tal como está determinado por el diámetro D de cada orificio 34, la longitud de onda \lambda de la fuente de luz (por ejemplo el frente de onda 24) y la distancia de separación F entre la placa 32 y la matriz plana 36. El valor de F se varía por el dispositivo de posicionado 42 para ajustar la ganancia basada en el paciente particular tal como se explicará con detalle a continuación.

Obsérvese que el funcionamiento de la placa 32 con orificios 34 puede también llevarse a cabo utilizando una placa sólida o una lámina realizada con un material sensible a la luz tal como una película fotolitográfica. En tal caso, la matriz de orificios 34 podría reemplazarse por una matriz de aperturas con formas para transmisión de la luz a través de las cuales pasa la luz cuando incide sobre la misma. El resto de dicha placa o película podría ser impermeable a la luz. Una forma de realización de este tipo permite que las aperturas transmisoras de la luz puedan realizarse fácilmente para que se adapten a cualquier forma deseada.

Independientemente de cómo se genera cada parte de frente de onda 25, la presente invención mide la cantidad de deflexión angular de cada parte de frente de onda 25 relativa a una parte de frente de onda 112 que resulta de un frente de onda de calibración tal como el frente de onda plano descrito anteriormente. El frente de onda de luz de calibración o plano produce una parte de frente de onda 112 que incide de forma perpendicular o normal en la placa 32 e ilumina un punto geométrico 114 en la matriz plana 36. Por contraste, continuando con el frente de onda 24 que representa un frente de onda distorsionado tal como se ha descrito con anterioridad, la porción de frente de onda 25 puede mostrar una cierta deflexión angular con relación a la parte del frente de onda 112 de calibración. La deflexión angular ocasiona que la parte de frente de onda 25 ilumine un punto geométrico 27 en la matriz plana 36 que está desplazada desde el punto 114. En términos de la presente invención, la magnitud de la desviación se mide en relación con los centroides 116 y 29 de los puntos 114 y 27, respectivamente. En las dos dimensiones de la matriz plana 36, el centroide 29 está deflectado normalmente en ambas direcciones x e y de la matriz 36. Así, la deflexión angular en cada una de las direcciones x e y viene dada por \Deltax/F y \Deltay/F, respectivamente.

Con referencia de nuevo a la figura 2, las lentes 220 y 224 en una forma de realización son idénticas tal como se ha mencionado anteriormente. Sin embargo, en ciertas aplicaciones puede ser deseable magnificar o minimizar el frente de onda en el sensor de frente de onda. Ello puede llevarse a cabo utilizando lentes 220 y 224 de diferentes distancias focales y ajustando por consiguiente las dimensiones del dispositivo 10. Para una evaluación oftálmica, el plano del objeto del dispositivo debería ser idealmente tangente a la superficie de la córnea lo que puede lograrse por varios medios. De este modo, cada punto en el plano del objeto del tren óptico 22 corresponde de forma muy aproximada al mismo punto en la córnea 126. Sin embargo, ya que la córnea 126 es curvada, existirá un ligero desplazamiento lateral. La placa 32 descrita anteriormente con referencia a la figura 4 del analizador de frente de onda 26, o un plano de proyección de cualquier parte de sensor de frente de onda está situado en el plano focal de la lente 220. De esta forma, se forma la imagen del plano del objeto siempre en la placa 32 en correspondencia directa con la imagen del frente de onda que emerge de la córnea 126. Esto es cierto independientemente de la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224. Existen varias ventajas con esta estructura, una de las cuales consiste en que están disponibles comercialmente matrices planas de celdas sensibles a la luz de muy alta calidad para captar las imágenes en un área correspondiente a la región circular central de 6 mm de la córnea.

La placa 32 (o el plano de proyección de cualquier parte del sensor de frente de onda de un analizador de frente de onda) disgrega el frente de onda 24 en partes del frente de onda que pueden medirse independientemente cada una de ellas en términos de dirección de propagación en la matriz plana 36. Ya que en una forma de realización descrita aquí a título de ejemplo, el tren óptico 22 no magnifica ni reduce la imagen en el plano del objeto, un punto en el plano del objeto corresponde al mismo punto en el plano de la imagen del tren óptico. Con el espejo de Porro 222 situado en su posición cero, la dirección de cada parte del frente de onda 24 que está desplazándose hacia el plano del objeto se reproduce exactamente en el plano de la imagen del analizador del frente de onda 26. A título de ejemplo, si una parte de frente de onda en una posición en el plano del objeto estaba desplazándose alejándose del eje óptico con un ángulo de 20º con relación al eje óptico que es perpendicular al plano del objeto, la parte del frente de onda en la misma posición en el plano de la imagen estará también desplazándose alejándose del eje óptico con un ángulo de 20º.

Cabe mencionar que una persona miope producirá un frente de onda tal que las partes aisladas del frente de onda aisladas por la placa 32 convergirán hacia el centro de la matriz plana 36. Una persona hipermétrope producirá un frente de onda tal que las partes del frente de onda aisladas por la placa 32 divergen. Así, una persona con un error importante en la visión resulta difícil de evaluar porque las partes de frente de onda pueden tanto solaparse (miopía) en la matriz plana 36 como desbordar (hipermetropía) la matriz plana.

A título de ejemplo se han descrito en el presente documento cinco formas de compensar estas deformaciones graves. La primera forma consiste en utilizar un sensor de frente de onda con celdas 38 suficientemente sensibles a la luz y orificios suficientemente grandes 34 (o cualquier otra apertura de transmisión de luz). De esta forma, la medición de cada parte de frente de onda puede realizarse con una precisión aceptable utilizando un valor reducido de F. Una segunda forma consiste en desplazar la matriz plana 36 a lo largo del eje óptico para modificar la distancia F de separación a la placa 32. En el caso de una persona que presente una aberración grave, la matriz plana 36 se encuentra situada cerca de la placa 32 para mantener las partes proyectadas del frente de onda bien separadas y en la matriz plana. Cuando se trata de una aberración moderada, la matriz plana 36 se desplaza para aumentar la distancia de separación F a la placa 32 para efectuar una medición más precisa. La ventaja de desplazar la matriz plana 36 para cambiar la distancia de separación F a la placa 32 es que el análisis de frente de onda se realiza de forma fácil para cualquier posición. Incluso otra forma de compensación para aberraciones graves utilizando la presente invención consiste en cambiar la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224. Desplazando el espejo de Porro 222 no afectará cuando el frente de onda incida en la placa 32, pero cambiará las deflexiones angulares a las cuales las partes proyectadas del frente de onda pasan a través de la placa 32, es decir, \Deltax/F y \Deltay/F. Al disminuir la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224 se tenderá a desplazar las partes del frente de onda hacia el centro de la matriz plana 36 compensando por tanto la hipermetropía. Al aumentar la longitud del camino óptico entre las lentes 220 y 224 tenderá a extender las partes de frente de onda hacia los bordes de la matriz plana 36 compensando de este modo la miopía. El grado en el que la deflexión angular asociada con cada parte de frente de onda se encuentra alterado por una función lineal de su distancia desde el eje óptico y el movimiento del espejo de Porro 222 desde su posición cero. Una cuarta forma para compensar las aberraciones graves consiste e insertar una o más lentes de prueba de poder dióptrico esférico especificado en la posición de plano focal intermedio, tal como se comentará en detalle posteriormente en este capítulo. Ello tiene como fin reducir o eliminar aberraciones de bajo orden desde el frente de onda así el desplazamiento de puntos en las celdas CCD 38 se minimiza y puede realizarse una evaluación precisa. El efecto de la adición de la lente especificada se incluye a continuación en la reconstrucción del frente de onda final. Una quinta forma consiste en incrementar la ampliación del frente de onda en el sensor de frente de onda relativo a éste, en el ojo, el cual forma la base de la presente invención. Esto se consigue mediante una selección apropiada de lentes en el diseño del sistema óptico. La ampliación reducirá la pendiente del frente de onda uniformemente, reduciendo de este modo el desplazamiento de cada punto en el CCD.

A título de ejemplo, para determinar de forma precisa el centroide 29 del punto 27 de la luz que incide en la matriz plana 36, se proporciona una fina estructura de celdas 38 relativas a un tamaño del punto. Cada punto cubre varias celdas 38. Un método que se utiliza para determinar el centroide 29 de cada punto 27 de forma no ambigua con respecto a un punto causado por otro de los orificios 34, asigna un único número de celdas 38 a cada orificio 34. Las "áreas asignadas" se designan, tal como se ilustra con referencia a la figura 5, a título de ejemplo, con una rejilla espesa de líneas 39. Deberá entenderse que las líneas de rejilla 39 no son fronteras físicas entre celdas 38 sino que se muestran simplemente para ilustrar áreas únicas designadas que contienen una pluralidad de las celdas 38. Se anticipa que se utilizarán otras estrategias de centroides que no necesitan tales particiones de la matriz 36 proporcionadas en lo que se da a conocer en la presente invención. Un método alternativo para identificar y correlacionar los centroides se describe a continuación en este capítulo.

A título de ejemplo, la presente invención podría asimismo realizarse con un analizador de frente de onda que sustituya la placa 32 descrita con referencia a la figura 3, con una matriz bidimensional de idénticas lentes esféricas 33, tal como se ilustra con referencia a la figura 6. En una forma de realización de este tipo, la matriz de lentes 33 puede accionarse por el dispositivo de posicionamiento 42 de tal forma que la distancia de separación F es independiente de la longitud focal f que define el plano focal de la matriz de lentes 33 que está representada por la línea de trazos 35. Cada parte del frente de onda 37 que pasa a través de una sub-apertura de la matriz de lentes 33 es de reducidas dimensiones (por ejemplo, diámetro) pero no necesariamente se lleva a un foco mínimo en la matriz plana 36 como ocurriría si la distancia de separación F fuera igual a la distancia focal f. Al proceder con una configuración de esta forma de realización, la matriz de lentes 33 se sitúa para concentrar la luz en cada parte del frente de onda de un área para proporcionar suficiente intensidad a la matriz plana 36, iluminando todavía una variedad sustancial de celdas 38 para conseguir una mayor precisión al determinar la deflexión de los centroides 29.

Independientemente de la estructura del sensor de frente de onda, el procesador 40 calcula cada centroide bidimensional 29 de cada punto 27 generado por el frente de onda 24. La magnitud de la desviación del centroide bidimensional relativa al centroide del punto de calibración para cada área designada asociada con un orificio correspondiente 34 (o sub-apertura de la matriz de lentes 33) está dividida por la distancia de separación F para generar una matriz de pendientes locales del frente de onda, es decir, \delta W(x, y)/\delta x y \delta W(x, y)/\delta y en las coordenadas (x, y) de los centros de los orificios 34. Con el fin de simplificar, éstos podrán indicarse por P(x, y) = \delta W(x, y)/\delta x y Q(x,y) = \deltaW(x, y)/\delta y, respectivamente.

Existen diferentes métodos para utilizar los datos de las derivadas parciales para calcular los frentes de onda distorsionados 130 y 24 tal como se han descrito anteriormente con referencia a las figuras 1B y 2. Una aproximación aceptable es la descrita por Liang et al en la anteriormente mencionada publicación Journal of the Optical Society of America, en la que el frente de onda se aproxima utilizando polinomios de Zernike. Esta es una técnica analítica estándar descrita en varios textos de óptica tales como "Principles of Optic 11" por M. Born y E. Wolf, Pergamon Press, Oxford, Inglaterra, 1964. A título de ejemplo, la aproximación del polinomio de Zernike se comentará en el presente documento. Sin embargo, deberá entenderse que pueden utilizarse otras aproximaciones matemáticas al aproximar el frente de onda distorsionado. A título de ejemplo, estas aproximaciones pueden incluir la utilización de series de Fourier y series de Taylor.

(4)W(x, y) = \sum\limits^{n}_{i = 0} C_{i} \ Z_{i} \ (x, y)

Brevemente, el frente de onda W(x, y) se expresa como una suma ponderada de los polinomios individuales en los que C_{i} son los coeficientes ponderados, y Z_{i} (x,y) son los polinomios de Zernike hasta cierto orden. El límite superior n del sumatorio es una función del número de polinomios de Zernike, es decir el mayor orden, utilizado para aproximar el frente de onda verdadero. Si m es el mayor orden utilizado, entonces

(5)n= (m + 1) \ (m + 2)/2

La derivación de los polinomios de Zernike hasta un orden arbitrario n está descrito en numerosos textos de óptica tales como el libro anteriormente mencionado de Born y Wolf. A continuación se explicará un posible método para determinar el centroide 29, 116 de un punto 27, 114, respectivamente, como se ha descrito anteriormente con referencia a las figuras 4 y 5, y un cálculo de los coeficientes de ponderación de Zernike. Las direcciones de la unidad normales en el centro de cada orificio 34 están basadas en los centroides de los puntos en las celdas 38.

Puesto que cada punto iluminará varias celdas con intensidad variable, se utilizará un cálculo estándar de la amplitud ponderada del centroide para encontrar el centro de cada punto. Para diferenciar claramente cada centroide del ruido de fondo, a título de ejemplo, resultante de la luz difusa que llega a la superficie del CCD entre puntos válidos, se pueden aplicar técnicas matemáticas estándar tales como un filtro espacial adaptado a los datos del CCD con anterioridad a la identificación del centroide.

Se describe aquí un método alternativo para identificar puntos individuales y correlacionar su geometría. El dispositivo se configura de tal forma que el eje óptico está alineado con el centro de una apertura particular en la cara de entrada del sensor de frente de onda. Esta apertura está situada en o cerca del centro de la cara de entrada. Si el haz de la sonda que entra en el ojo también está alineado con el eje del sistema óptico, entonces debido a la naturaleza reversible de los rayos de luz, un punto de luz se verá siempre directamente detrás de apertura alineada. Es decir, siempre se verá un punto en el sensor CCD en esta posición, independientemente de las aberraciones del frente de onda, y siempre se corresponderá con la apertura de solape. Los puntos inmediatamente adyacentes se desplazarán de forma mínima de sus posiciones de "cero pendiente". Cuando uno se desplaza más allá del punto central de referencia, generalmente se producen mayores desplazamientos de los puntos. Utilizando este conocimiento, identificar todos los puntos en un patrón CCD y establecer sus relaciones geométricas es un procedimiento relativamente sencillo.

A continuación se calculan los desplazamientos del centroide desde los que produce un haz de luz perfectamente colimada, que corresponde a la visión ideal y emetrópica, y se utilizan para determinar la pendiente del frente de onda en cada posición del patrón. La posición de los centroides para un haz de luz colimada puede medirse tanto directamente en una etapa de calibración anterior al examen del paciente, o puede tomarse a partir de un patrón de referencia calculado que está basado en la construcción del sensor de frente de onda.

Se pueden utilizar exposiciones múltiples para verificar la incorrecta alineación del ojo o el movimiento del ojo durante las exposiciones individuales. Si el movimiento del ojo durante las exposiciones no puede analizarse con éxito al adquirir múltiples exposiciones, entonces el dispositivo 10 puede aumentarse con la adición de un seguidor de ojo 25, ilustrado con referencia de nuevo a la figura 2. Aquí se ilustra una posible situación del seguidor de ojo 25. Sin embargo, debe entenderse que el seguidor de ojo 25 puede situarse en cualquier lugar en el dispositivo 10. De esta forma el análisis del frente de onda se realiza incluso durante una movimiento limitado del ojo.

Una sola exposición de calibración puede también utilizarse para determinar las sensibilidades relativas de las celdas individuales. Ello se realiza con luz colimada uniforme habiendo retirado la placa 32. A continuación se registran las respuestas de las celdas individuales. Para cada apertura de transmisión de luz (por ejemplo el orificio 34), el centroide, en el caso colimado, sirve como un origen dedicado para el orificio en cuestión. La desviación desde el "origen" de cada orificio al centroide causado por el frente de onda 24 (tal como se observa en este sistema de coordenadas) se determina por la dirección de la superficie de la onda correspondiente a este orificio. Si \Deltax(m, n) es el componente x del centroide (m,n)-ésimo y F es la separación de la placa, entonces el valor P para el centroide (m,n)-ésimo es:

(6)P(m,n) = \delta \ x(m, n)/\delta \ z = \Delta \ x \ (m, n)/F

La expresión correspondiente para Q es:

(7)Q(m,n) = \delta \ y(m, n)/\delta \ z = \Delta \ y \ (m, n)/F

Así, cada P(m, n) y Q(m, n) representa las derivadas parciales de W(x, y) con respecto a x e y para las coordenadas (x, y) de cada orificio 34. Para una aproximación de Zernike de orden m del frente de onda original, las P y Q determinadas experimentalmente se utilizan en las siguientes ecuaciones para calcular los coeficientes de ponderación C_{i} apropiados, tal como sigue:

(8)P(m,n) = \frac{\partial W(x,y)}{\partial x} = \sum\limits^{n}_{i=0} C_{i} \frac{\partial Z_{i} (x,y)}{\partial x}

(9)Q(m,n) = \frac{\partial W(x,y)}{\partial x} = \sum\limits^{n}_{i=0} C_{i} \frac{\partial Z_{i} (x,y)}{\partial x}

Al utilizar la aproximación por mínimos cuadrados (m, n)/\partial_{zach} para minimizar el error entre las pendientes reales del frente de onda en el lado izquierdo en las ecuaciones anteriores y las aproximaciones de Zernike en el lado derecho, pueden obtenerse valores óptimos para los coeficientes de ponderación.

En una posible aproximación para calcular un centroide (xc, yc), cada orificio 34 está asignado a su área dedicada de la matriz 36 o (i _{m,n} \pm \Deltai, j _{m,n} \pm \Deltaj). Este cuadrado de múltiples células sensibles a la luz es suficientemente grande para que las imágenes de orificios adyacentes nunca se solapen, y que contengan toda la iluminación de este orificio. El cuadrado contiene 4 \Deltai * \Deltaj celdas.

Si la matriz 36 se designa C_{k,1}= (x_{c} (i, j), y_{c}, (i, j)), k, i=0 ... 2 \Delta1, 2 \Deltaj, y el espacio entre los centros es \Deltax = \Deltay = d, las respuestas medidas de las celdas es V (k, 1) y las responsividades relativas son R(k, l), luego la componente x x_{c}, una función de i, j se representa por

(10)x_{c} \ (i, j) = [\Sigma_{k, 1} \ V(k, l) \ \text{*} \ R \ (k, l) \ \text{*} \ d \text{*} \ k]/[\Sigma_{k,l} \ V(k, l) \ \text{*} \ R \ (k, l)]

y el componente y_{c}' como una función de i, j se representa por

(11)y_{c} \ (i, j) = [\Sigma_{k, 1} \ V(k, l) \ \text{*} \ R \ (k, l) \ \text{*} \ d \text{*} \ l]/[\Sigma_{k, 1} \ V(k, l) \ \text{*} \ R \ (k, l)]

Entonces, si (x_{c0} (i, j), y _{c0} (i, j)) es el "origen del centroide" para el orificio (i, j), es decir realizado en luz perpendicular colimada, y (x_{cw} (i, j), y_{cw}(i, j)) es el centroide correspondiente hallado para el frente de onda que debe medirse, luego la desviación relativa del centroide (x_{cr}(i, j)), Y_{cr} (i, j)) se halla como

(12)x_{cr} \ (i, j) = x_{cw} \ (i, j) - x_{c0} \ (i, j)

(13)y_{cr} \ (i, j) = y_{cw} \ (i, j) - y_{c0} \ (i, j)

Los valores P (i, j) y Q (i, j) se determinan a partir de

(14)P(i, j) = x_{cr} \ (i, j)/F

y

(15)Q(i, j) = y_{cr} \ (i, j)/F

Las derivadas parciales P(i, j) y Q(i, j) de la superficie para la matriz de centros de orificios de la placa 32 se utilizan a continuación para calcular los coeficientes adecuados de los polinomios de Zernike para describir el frente de onda original W (x, y). Esto se explicará mediante una ilustración para una matriz 34 cuadrada de orificios de 7 x 7.

Primero, una matriz de 1 x 98 (es decir un vector columna) PQ(k) se forma como

(16)PQ(k) = P(7i + j), \ j= 0, \text{...}6, \ i= 0\text{....}6, \ k= 0\text{...}48

(17)PQ(k) = Q(7i + j), \ j= 0, \text{...}6, \ i= 0\text{....}6, \ k= 49\text{...}98

cuando j cambia para cada i, es decir, PQ (18) = P (2, 5)

La matriz PQ se multiplica desde la izquierda con una matriz de transición TM para obtener la matriz C como sigue

C= TM \ \text{*} \ PQ

en el que TM es una matriz de 98 columnas y 14 filas y C es una matriz de 1 columna y 14 filas o vector columna. C es la matriz C_{k} k=1, ... , 14 tal que, para un error cuadrático mínimo,

(19)W(x,y) = \Sigma_{k} \ C_{k} \ \text{*} \ Z_{k} (x, y)

y TM se calcula para una apertura dada, por ejemplo, una apertura de pupila de 6 milímetros. Las funciones Z_{k} (x, y) en la ecuación (19) son los polinomios de Zernike. No existe una convención estándar en cuanto a su secuencia. Así, por consistencia, es importante que se utilice la misma secuencia para producir el conjunto C_{k} que fue escogido para derivar la matriz TM. Estos se suceden en grupos del mismo orden, que es el máximo exponente en el grupo, siendo el número total de miembros en un orden creciente con el orden. Por ejemplo, en un análisis de cuarto orden, se utilizan órdenes hasta el cuarto orden inclusive (menos Z_{0} - el único miembro de orden 0 que es la constante 1 que describe la posición de referencia del grupo en la dirección z). Ya que el frente de onda 24 se está desplazando a lo largo de z (a la velocidad de la luz), este "término constante" describe sólo un desplazamiento arbitrario en la coordenada Z, y este término puede ignorarse. Los primeros 5 ordenes (0, 1, ... 4) contienen 15 funciones que incluyen el término constante.

De este modo, en el ejemplo ilustrado, se calculan 14 valores de C_{k} como coeficientes de 14 polinomios de Zernike. A título de ejemplo, uno de estos órdenes utilizados para calcular TM se ilustra aquí, e incluye tanto las funciones de Zernike como sus derivadas parciales.

Expansión polinomial de Zernike (x, y) hasta cuarto orden

Polinomios de orden 0

Z(0)	+1
dZ(0)/dx	0,0
DZ(0)/dy	0,0

Polinomios de primer orden

Z(1)	+y
dZ(1)/dx	0,0
dZ(1)/dy	+1
Z(2)	+x
dZ(2)/dx	+1
dZ(2)/dy	0,0

Polinomios de segundo orden

Z(3)	-1 + 2y^{2} + 2x^{2}
dZ(3)/dx	+4x
dZ(3)/dy	+4y
Z(4)	+2xy
dZ(4)/dx	+2y
dZ(4)/dy	+2x
Z(5)	-y^{2} + x^{2}
dZ(5)/dx	+2x
dZ(5)/dy	-2y

Polinomios de tercer orden

Z(6)	-2y + 3y^{3} + 3x^{2}y
dZ(6)/dx	+6xy
dZ(6)/dy	-2 + 9y^{2} + 3x^{2}
Z(7)	-2x + 3xy^{2} + 3x^{3}
dZ(7)/dx	-2 + 3y^{2} + 9x^{2}
dZ(7)/dy	+6xy
Z(8)	-y3 + 3x^{2}y
dZ(8)/dx	+6xy
dZ(8)/dy	-3y^{2} + 3x^{2}
Z(9)	-3xy^{2} + x^{3}
dZ(9)/dx	-3y^{2} + 3x^{2}
dZ(9)/dy	-6xy

Polinomios de cuarto orden

Z(10)	+1 - 6y^{2} + 6y^{4} - 6x^{2} + 12x^{2}y^{2} + 6x^{4}
dZ(10)/dx	-12x + 24xy^{2} + 24x^{3}
dZ(10)/dy	-12y + 24y^{3} + 24x^{2}y
Z(11)	-6xy + 8xy^{3} + 8x^{3}y
dZ(11)/dx	-6y + 8xy^{3} + 24x^{2}y
dZ(11)/dy	-6x + 24xy^{2} + 8x^{3}
Z(12)	+3y^{2} - 4y^{4} -3x^{2} + 4x^{4}
dZ(12)/dx	-6x + 16x^{3}
dZ(12)/dy	+6y - 16y^{3}
Z(13)	-4xy^{3} + 4x^{3}y
dZ(13)/dx	-4y^{3} + 12x^{2}y
dZ(13)/dy	-12xy^{2} + 4x^{3}
Z(14)	+y^{4}-6x^{2}y^{2} +x^{4}
dZ(14)/dx	-12xy^{2} + 4x^{3}
dZ(14)/dy	+4y^{3} - 12x^{2}y

La selección de secuenciación de los polinomios de Zernike establece las interpretaciones de C_{k} en la ecuación (19) y por lo tanto el orden de los términos en la matriz TM. De este modo, la matriz TM se calcula después de que ha efectuado la selección. El desarrollo de la matriz TM para el ejemplo ilustrado se explicará a continuación.

Debe observarse que el análisis de cuarto orden es solamente un ejemplo y no representa la única posibilidad. Un análisis de Zernike puede realizarse para cualquier orden. En general, cuanto mayor es el orden, el resultado es más preciso en los puntos medidos. Sin embargo, un ajuste polinómico exacto sobre los puntos medidos no es necesariamente deseable. Tales ajustes presentan la propiedad desfavorable de que, a no ser que la propia superficie sea un polinomio exacto de orden no superior al que se utiliza para el ajuste de la superficie, forzar un ajuste exacto en puntos separados causa a menudo oscilaciones abruptas entre los puntos ajustados. Esto es, en el ajuste polinomial de superficies, un ajuste exacto en un número finito de puntos puede producir un ajuste promedio de baja calidad para una función general.

El cálculo de la información de la diferencia de camino óptico \Deltaz (x, y) a partir de la reconstrucción de Zernike del frente de onda se cumple simplemente substrayendo una constante de la aproximación de Zernike. El valor de la constante dependerá de las características deseadas de \Deltaz(x, y). Dependiendo del método escogido para compensar las aberraciones (por ejemplo, adición de lentes, etcétera) puede, por ejemplo, ser deseable establecer que o bien el valor máximo, el medio o el mínimo en \Deltaz(x, y) sea igual a cero.

El desarrollo de la matriz de transición TM se explicará ahora para el ejemplo ilustrado de una matriz de 7 x 7 de orificios en la placa 32. En cada punto (x_{i}, y_{j}) las tangentes de las componentes de la normal son P (x_{i}, y_{j}) y Q (x_{i},y_{j}) en las cuales

(20)P(x_{i}, y_{j}) = \delta \ W(x_{i}, y_{j})/\delta x

y

(21)Q(x_{i}, y_{j}) = \delta \ W(x_{i}, y_{j})/\delta y

Combinando estas ecuaciones con la ecuación (11),

(22)P(x_{i}, y_{j}) = \Sigma_{k} \ C_{k} \ \delta W \ (x_{i}, y_{j})/\delta x

y

(23)Q(x_{i}, y_{j}) = \Sigma_{k} \ C_{k} \ \delta W \ (x_{i}, y_{j})/\delta y

cada una de ellas aplicable a 49(i, j) combinaciones. Estas se encuentran combinadas en un único vector columna PQ que tiene 98 elementos de altura, es decir a una matriz de 98 x 1. Definiendo dos matrices C_{k} (14 de altura x 1 de anchura) y M_{k(i,j)} (14 de anchura x 98 de altura)

(24)(M_{k,(i,j)}) = \delta z_{k} \ (x_{i}, y_{j})/\delta x \ ; \ \delta z_{k} \ (x_{i}, y_{j})/\delta y

donde las derivadas x son las primeras 49 filas y las derivadas y son las últimas 49 filas.

Por tanto, la ecuación (19) puede reescribirse como la ecuación de matrices

(25)(PQ) = (M) \ (C)

en la que las 49 filas superiores de M son la \deltaW (x_{i}, y_{j})/\deltay.

La expresión en la ecuación (25) proporciona los componentes normales en términos de coeficientes de Zernike para una superficie descrita por la matriz de 14 C. Estos son exactos, pero no está garantizado que la superficie real total pueda describirse por una matriz de coeficientes de este tipo. Por consiguiente, si se supone que la descripción se halla dentro de una tolerancia aceptable, es decir, tolerando los errores que permanecen después de haber efectuado la determinación del error por mínimos cuadrados, luego la ecuación (26) puede considerarse que define el vector columna C implícitamente en términos de la matriz matemática M y el vector que se ha medido PQ, teniendo en cuenta que ambos son conocidos. El método para llevar a cabo la solución bajo la condición de minimización es como sigue. En primer lugar, la ecuación (25) se multiplica en la izquierda por M^{T}, la transpuesta de M de modo
que

(26)(M^{T}) \ (PQ) = (M^{T}) \ (M) \ (C) = (S) \ (C)

en el que

(27)S \equiv M^{T} \ M

se trata de una matriz simétrica y cuadrada, por ejemplo, de dimensiones 14 x 14 (con cada elemento la suma de 98 productos). Una matriz de este tipo cuenta con una matriz inversa a no ser que el determinante de sus coeficientes sea cero. Ya que esto está basado solamente en los polinomios de Zernike, y estos son independientes entre sí, el determinante es distinto de cero, con lo que la matriz inversa S^{-1} queda definida. Seguidamente, la ecuación (25) se multiplica en la izquierda por S^{-1} para obtener

(28)(S^{-1}) \ (M^{T}) \ (PQ) = (S^{-1}) \ (S) \ (C) = (I) \ (C) = C

Luego, la matriz matemática de transición (independiente de la medición) es

(29)(TM) = (S^{-1}) \ (M^{T})

y la matriz de "mejor ajuste" de C's desde los valores medidos PQ's puede obtenerse por una simple multiplicación de matrices

(30)(C) = (TM) \ (PQ)

Para evaluar el ojo de forma no ambigua, todos los puntos que iluminan la matriz plana 36 debido a un frente de onda 24 inciden en la matriz plana de forma simultánea. Si se desea reducir los efectos del movimiento del ojo, se puede utilizar una fuente de láser pulsante o con obturación, o un seguidor de ojo.

Con referencia de nuevo a las figuras 7 y 8, se emite un haz de luz polarizada linealmente (componente S) desde un diodo láser (670 nm, 3mW a título de ejemplo), este haz de luz pasa a través de un obturador electromecánico, que controla la duración de la exposición de la luz en el ojo 14 del paciente, y en particular, la exposición de la retina 18 del ojo 14 ilustrado con referencia de nuevo a las figuras 7 y 8. Se espera que los expertos en la materia conciban fuentes alternativas de luz, por ejemplo, no coherentes y no polarizadas, así como técnicas alternativas de transmisión. Cuando el obturador está abierto, el haz proyectado, de luz colimada procedente del diodo láser, es dirigido por una lente de gran distancia focal para enfocar en la superficie anterior 22 de la córnea 24 del ojo 14, tal como se ilustra con referencia a la figura 7, pasando a través de la pupila 72 y el cristalino 28 del ojo 14, y en la retina 18 como el punto de dimensiones reducidas 16, que puede medirse. En una forma de realización alternativa, la lente comprende una lente zoom para variar el foco y mover la posición del foco tal como se desee. Al enfocar en la córnea 24, la medición es mínimamente dependiente de la curvatura de la córnea. Sin embargo, otras posiciones próximas a la superficie de la córnea son aceptables.

Es habitual en la técnica oftálmica realizar mediciones que formen un haz colimado e intentar enfocar el haz colimado en la retina, utilizando lentes y combinaciones de lentes con la óptica del ojo para producir el punto 36 de tamaño tan reducido como sea posible, tal como se ha descrito con anterioridad con referencia a la figura 8. Las lentes y técnicas de enfoque conllevan normalmente el emplear un tiempo valioso y suponen múltiples intentos para enfocar un punto en la retina utilizando varias lentes y combinaciones de lentes para acomodar cada la visión única de cada paciente al que se está efectuando la medición. Con esta técnica, y entendiendo que la mayor parte del desenfoque es provocado por la curvatura de la córnea, la técnica elimina la necesidad de encontrar lentes o combinaciones de lentes para minimizar el tamaño del punto en la retina que se utiliza como la fuente secundaria de radiación.

Haciendo referencia ahora a las figuras 9 a 11, se describirá aquí una forma de realización a título de ejemplo del dispositivo 10 empezando con la serie 300, cuyo dispositivo mejorado 300 se construye como una unidad para examinar a los pacientes que permite que el paciente 302 se encuentre en una posición confortable para efectuar la medición del ojo 120, tal como se ha descrito anteriormente. Para mayor comodidad del técnico que utiliza el dispositivo 300, se sitúan un monitor de ordenador, un ratón y un teclado en un carro separado para esta forma de realización de la presente invención, que se describe aquí. El dispositivo 300 comprende una carcasa 304 que presente una plataforma 306 que está soportada por una estructura rígida 308. La estructura 308 dispone de ruedas 310 para facilitar el envío y la instalación en la clínica, así como medios para bloquear y nivelar los pies 312 de modo que se asegure el dispositivo al piso de soporte 314. Una vez se ha situado el dispositivo, se despliegan los pies integrados de nivelación 312 para proporcionar estabilidad e inmovilidad a la estructura 308, y por consiguiente a la plataforma 306.

Tal como se ilustra, a título de ejemplo con referencia de nuevo a las figuras 9-11, el paciente 302 está sentado en el extremo 316 del dispositivo 300, con su cabeza descansando en un soporte de cabeza 318, siendo este soporte de cabeza ajustable en las direcciones izquierda/derecha (dirección X), arriba/abajo (dirección Y), o lejos/cerca (dirección Z) con relación a la plataforma 306, utilizando un conjunto de ajuste 320. El soporte de cabeza 318 se encuentra sujeto a la superficie inferior de la plataforma 306 que forma una mesa óptica para montar sobre la misma los componentes ópticos, tal como se ilustra con referencia a la figura 12, y tal como se describirá en el presente documento en mayor detalle. La carcasa 304 comprende una cubierta desmontable 322 de la plataforma óptica que protege los componentes ópticos alojados en el interior de la carcasa. La cubierta 322 de la mesa óptica está fijada a la plataforma 306 mediante cierres con llave para evitar el acceso no autorizado a los componentes ópticos. La plataforma 306 está atornillada a la estructura rígida en cuatro posiciones 307, tal como se ilustra con referencia de nuevo a las figuras 9 y 10. A la estructura 308 también están fijados los componentes electrónicos 324 y un ordenador 326 que incluye el procesador 40 descrito anteriormente con referencia a la figura 6, así como una placa de conectores para un teclado de ordenador, monitor y ratón. La estructura 308 dispone asimismo de una bahía superior 328 que incluye los componentes electrónicos que controlan los componentes ópticos fijados a la plataforma 306, y una bahía inferior 330 que aloja una fuente de alimentación ininterrumpida (UPS) y un transformador de aislamiento.

Tal como se ha ilustrado con referencia de nuevo a las figuras 9 a 12, en el interior de la cubierta 322 se han situado tres puertos, y se incluye un puerto de examen 332 para permitir que tenga lugar la medición del frente de onda del ojo 120, y dos puertos de iluminación del ojo 334 que permiten que las lámparas 336 fijadas al alojamiento 304 iluminen el ojo para efectuar la visualización mediante una cámara interna de vídeo 338. Adicionalmente, el montaje de ajuste 320 comprende un sensor de posición 321 que detecta un desplazamiento en la dirección X para detectar una posición del soporte de cabeza 318 hacia la izquierda o hacia la derecha de una posición de referencia de la línea central 3191. Se proporciona al ordenador 326 una señal indicativa del desplazamiento detectado para registrar automáticamente el ojo pertinente 120 (por ejemplo izquierdo o derecho) que se está midiendo.

Tal como se ilustra con referencia de nuevo a la figura 12, la plataforma 306 proporciona una mesa óptica para que el paciente pueda situar el ojo 120 para efectuar la medición por el dispositivo 300. La superficie de la plataforma mide aproximadamente dos pies por cuatro pies, con los componentes ópticos fijados a la superficie utilizando fijaciones de montaje de precisión combinando elementos disponibles comercialmente con elementos realizados según especificaciones del cliente. Todos los elementos de transmisión óptica presentan un recubrimiento de la superficie anti-reflectante optimizado para la longitud de onda de la sonda seleccionada. La disposición óptica cuenta con cinco caminos ópticos distintos que comparten los elementos ópticos tal como se describe aquí, a título de ejemplo. Con referencia de nuevo a la figura 12, un primer camino óptico 340, un camino de fijación de la imagen diana se ilustra aislado en la figura 12A para conveniencia del lector, muestra una imagen de fijación de la diana al paciente sentado en el dispositivo 300. El paciente alinea su eje visual con el eje óptico 342 al apuntar en el centro de una retícula de la diana 344 que presenta un patrón de rejilla. Con referencia de nuevo a la figura 12, un segundo camino óptico 346, un camino óptico de imagen de vídeo se ilustra aislado en la figura 12B para conveniencia del lector, captura una imagen de vídeo del plano de la córnea. Ello permite que el técnico ayude en la alineación del ojo 120 para efectuar el examen, y para grabar la posición exacta del ojo durante cada medición utilizando retículas de software superpuestas a la imagen de vídeo. Con referencia de nuevo a la figura 12, un tercer camino óptico 348, un camino óptico de sonda láser ilustrado aislado en la figura 12C para conveniencia del lector, envía un haz láser de sonda 350 al interior del ojo 120 a lo largo del eje óptico 342. Tal como se ha descrito con anterioridad con referencia a las figuras 2 y 7, el haz láser 14 de la sonda láser, designado en el presente documento por el número 350 se atenúa hasta una intensidad que sea segura para el ojo y se polariza linealmente antes de enfocarse en la superficie de la córnea. Con referencia de nuevo a la figura 12, un cuarto camino óptico 352, un camino óptico de frente de onda reemitido que se ilustra aislado en la figura 12D para conveniencia del lector, dirige el frente de onda reflectado 24 de la figura 2, y designado aquí por el número 354 se reemite desde el ojo 120 y es dirigido hacia un sensor de frente de onda 356. Para conseguirlo, una primera y una segunda etapa de sistema afocal 358, 360 transfieren el frente de onda reflectado 354 desde el plano corneal del ojo 120 hasta la cara de entrada del sensor de frente de onda 356. Finalmente, con referencia de nuevo a la figura 12, un quinto camino óptico 362, un camino óptico de calibración del frente de onda que se ilustra aislado en la figura 12E para conveniencia del lector, inyecta luz láser colimada en el camino de transferencia del frente de onda que conduce al sensor 356. El software operable en el interior del ordenador 326 descrito anteriormente con referencia a la figura 9, utiliza los datos de salida de un sensor de frente de onda de luz colimada para calibrar el dispositivo 300 con anterioridad a la medición del paciente.

Continuando con referencia a las figuras 12 y 12A, el primer camino óptico 340 se describe aquí como un camino de fijación que proporciona una imagen de referencia al paciente, de tal forma que el ojo 120 queda adecuadamente alineado cuando el paciente se está fijando en la retícula 344 de una diana de referencia 366. Una lámpara de iluminación de la diana 368 ilumina la diana de fijación 366 desde la parte posterior, esta imagen de la diana de fijación llega al ojo del paciente 120 por transmisión a través de un divisor 370 de haz 50/50, lentes 372, reflexión en divisores 374, 376 de haz 50/50, y transmisión a través de combinaciones de lentes de etapa de sistema afocal 358, así como a través de un divisor de haz polarizante 378. Adicionalmente, se sitúa un filtro espectral sobre la lámpara de iluminación de la diana 368 para evitar la radiación en el rango de 620 - 790 nm de longitud de onda que de otra forma podría interferir con una medición de frente de onda a 670 nm. La combinación de lentes en la primera etapa de sistema afocal 358 contiene lentes idénticas montadas en orden inverso. Cada una consiste en dos elementos de lentes del tipo menisco, con un doblete acromático interpuesto. La combinación de lentes funciona en tándem como una unidad de etapa de sistema afocal de amplificación.

Los elementos ópticos comprenden el divisor de haz polarizante 378, las lentes de la primera etapa afocal 358, los divisores de haz 374, 376, y una lente 380 de las lentes 372 está fijada mecánicamente en su posición en la superficie de la plataforma 306. Los elementos ópticos comprenden un par de lentes 382 de las lentes 372, el divisor de haz 370, la diana de fijación 366, y la lámpara de iluminación 368 estando todos montados en una etapa de traslación lineal de precisión, que permite el movimiento a lo largo del eje óptico 342 de este camino. La traslación de estos elementos ópticos enfoca la diana de fijación 366 para la vista del paciente, compensando cualquier miopía/hipermetropía presente en el ojo 120. Durante el examen del paciente la etapa de traslación del foco se ajusta para situar la diana ópticamente justo debajo del plano focal de infinito del ojo. Ello permite que el paciente vea un patrón de retícula relativamente definida sin estimular la acomodación por el ojo 120. Los divisores de haz 378, 376, 374 sirven como interfaces entre otros caminos ópticos dentro del eje óptico 342, tal como se describirá aquí en mayor detalle. A título de ejemplo, el divisor de haz 370 se incluye con fines de alineación. Un foto detector 384 fijado en el centro del borde izquierdo del divisor de haz 370 detecta la luz transmitida hacia la diana de fijación a lo largo del eje óptico.

Con referencia de nuevo a las figuras 12 y 12B, el segundo camino óptico 346 captura imágenes de vídeo del ojo 120 en un plano de examen. Ello permite que el operario/técnico clínico colabore en la alineación del paciente, y medir el desplazamiento real durante la medición del frente de onda. Tal como se ha descrito anteriormente, las lámparas de iluminación 336 iluminan el ojo 120. La imagen del ojo se conduce a la cámara de vídeo 338 transmitiéndola a través de un divisor de haz polarizante 378 y la combinación de lentes 358, reflexión en el divisor 376 de haz 50/50, transmisión a través del divisor 374 de haz 50/50, reflexión del espejo 386, y transmisión a través de la lente 388. Todos estos elementos están fijados en su lugar en la superficie de la plataforma 306. A título de ejemplo, este segundo camino 346 proporciona un campo de visión de vídeo de aproximadamente 22 mm de diámetro en el plano del ojo, con una resolución límite de \sim64 mm. Tal como se ha descrito con anterioridad, se sitúan varios filtros delante de cada lámpara de iluminación del ojo 336 para reducir el ancho de banda espectral de la radiación que llega al ojo 120. A título de ejemplo, estos filtros dispondrán de un filtro azul para eliminar la luz de las longitudes de onda por debajo de \sim455 nm (para la seguridad del ojo), un filtro infrarrojo para eliminar la luz de longitudes de onda por encima de \sim920nm (para la seguridad del ojo), y un filtro de rechazo para eliminar la luz en el rango de longitudes de onda 620 nm - 790 nm (para evitar las interferencias con la medición de frentes de onda a 670 nm).

Continuando con referencia a las figuras 12 y 12C, el tercer camino óptico 348 irradia un punto de tamaño reducido en la retina del paciente con una radiación láser que sea segura para el ojo, tal como se ha descrito con anterioridad con referencia a las figuras 1A - 1D. El punto irradiado en la retina en la fovea centralis 123 de la retina 122 es, tal como se describe en el presente documento, el origen del frente de onda re-emitido 130 medido por el sensor 356. El rayo de salida, el rayo de la sonda láser 350 procedente del diodo láser 390 alcanza el ojo del paciente 120 por transmisión a través de un polarizador lineal y un atenuador 392, una lente 394, un obturador 396, y un espejo de reflexión 398 y un divisor de haz polarizante 378. Todos estos elementos se encuentran en una posición fija.

En una forma de realización según la presente invención, la salida del diodo láser 390 se presenta esencialmente colimada y está enfocada en la superficie de la córnea del ojo 120 por la lente 394. El haz proyectado de la sonda láser 350, la luz colimada procedente del diodo láser 390, se dirige mediante una lente de gran longitud focal 394 para enfocarse en la superficie anterior de la córnea 126 del ojo 120, tal como se ilustra a título de ejemplo con referencia de nuevo a la figura 1B, pasando a través de la pupila y el cristalino 124 del ojo 120, y en la retina 122 como un punto de tamaño reducido que pueda ser medido en la fovea centralis 123. Tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 7, en una forma de realización, el cristalino 394 ilustrado con referencia de nuevo a la figura 12, comprende una lente zoom para variar el foco y desplazar la posición del foco como se desee. Al enfocar en la córnea 126, la medición depende mínimamente de la curvatura de la córnea. Sin embargo, otras posiciones próximas a la superficie de la córnea son aceptables.

Aunque existan difracción y diversas aberraciones, la presente invención evita los efectos de aberración de la córnea que normalmente son los más frecuentes. El cristalino del ojo 120 contribuye con un efecto de aberración relativamente menor cuando se compara con el de la córnea 126. Adicionalmente, y en relación con la selección del cristalino 394, seleccionar una lente con una longitud focal corta podría proporcionar un ángulo de incidencia relativamente grande del haz 350, un punto correctamente enfocado en la superficie de la córnea 126 y efectos menores de aberración desde la córnea. Un reducido ángulo de incidencia proporciona un mayor punto de enfoque en la córnea 126, pero un punto menor, más deseable, en la retina 122, este tamaño de punto dependerá de la longitud de onda y del tamaño inicial de punto y de la longitud focal 394 de la lente seleccionada. Se han utilizado de forma efectiva formas de realización de la presente invención que incluyen a título de ejemplo lentes de medio metro y 100 mm.

El polarizador 392 polariza de forma lineal el haz de sonda 350 en un estado s (a título de ejemplo, fuera del plano del dibujo de la figura 12). La interface interior angulada del divisor de haz polarizante 378 reflecta luz polarizada s, de tal forma que la luz que entra en el ojo 120 está polarizada en estado s. Un polarizador lineal 400 está angulado con respecto al polarizador 392 y trabaja en conjunción con el atenuador para atenuar la potencia del haz de la sonda suministrado al ojo 120 a menos de 10 \muW, a título de ejemplo. El diodo láser 390 se dispara mediante una señal eléctrica externa de disparo 402. Una medida de la duración nominal de la iluminación del ojo es de 700 ms. El obturador 396 se incluye como un dispositivo adicional de seguridad contra la sobreexposición del ojo 120 del haz láser de la sonda 350. El obturador 396 está normalmente cerrado y se abre por una señal de un disparador eléctrico independiente 404 sincronizado con la señal del disparador láser 402.

A título de ejemplo, una exposición de la retina para cada iluminación del haz de la sonda es 10 \muW x 0,7s =

\hbox{7  \mu J.}

Durante una única sesión de examen del paciente, se pueden llevar a cabo hasta 10 repeticiones de las mediciones. Tales exposiciones se encuentran claramente dentro de los límites de seguridad definidos por la American National Standard for Safe Use of Lasers (ANSI Z136.1-1993, American National Standards Institute, New York, NY). En esta referencia, la máxima exposición permisible (MPE) para visualizar un haz láser "intrabeam" en el rango de longitud de onda de 400-700 nm y la duración de pulso de 18 x 10^{-6} a 10 segundos es de 1,8 * t^{3/4} mJ/cm^{2}. (t es la duración del pulso en segundos). Un límite de la apertura para el ojo está identificado aproximadamente en 7 mm de diámetro. Por consiguiente, una energía permisible para un único pulso es de 0,6927 * t^{3/4} mJ. Para un único pulso de 0,7 segundos la MPE es 530 \muJ, casi dos órdenes de magnitud mayores que la energía suministrada por pulso, para el dispositivo descrito en el presente documento. Se realiza un cálculo adicional para evaluar la seguridad de las exposiciones repetitivas. Los cálculos relevantes en el Standard multiplican los pulsos unitarios MPE por n^{-1/4}, en los que n es el número total de pulsos en la duración de la exposición T_{max}. Para el dispositivo de la presente invención, el límite de seguridad para 10 pulsos es 530 \muJ x 10^{-0,25} = 298 \muJ/pulso, existiendo todavía un factor de 40 veces la energía real del pulso enfocada en el ojo.

Tal como se ha ilustrado con referencia de nuevo a las figuras 12 y 12D, el cuarto camino óptico 352 conduce el frente de onda 354, designado anteriormente por el número 130 con referencia a la figura 1B, que emerge del ojo 120 al sensor de frente de onda 356, descrito aquí utilizando a título de ejemplo un sensor Hartman-Schack para efectuar el análisis de frente de onda. El frente de onda 354 reemitido por el ojo 120 como respuesta a la irradiación del haz de sonda 350 se dirige a una cámara CCD 406 por transmisión a través del divisor de haz polarizante 378, la primera combinación de lentes de la etapa de sistema afocal 358, el divisor 376 de haz 50/50, un soporte de lentes de prueba 408, la segunda combinación de lentes de la etapa de sistema afocal 360, reflexión en el espejo 410 y transmisión a través de una matriz de microlentes 412, tal como se ha designado anteriormente por el número 33 con referencia a la figura 6. A excepción del soporte de lentes de prueba intercambiables 408, ilustrado con referencia a las figuras 12F y 12G, todos estos elementos ópticos se encuentran fijados en su posición en la superficie de la plataforma 306.

El divisor de haz polarizante 378 transmite sólo luz polarizada linealmente en un estado p. La radiación del haz de la sonda 350 reflejada desde la superficie de la córnea del ojo 120 retendrá la polarización incidente de estado s y no se transmitirá de forma apreciable por el divisor de haz 378. Por contraste, la luz que ha sido dispersada desde la retina del ojo 120, la luz que forma el frente de onda 354 de interés, será despolarizada en gran medida. La fracción polarizada p de esta luz será transmitida por el divisor de haz 378. De este modo el divisor de haz 378 suprime de forma selectiva la reflexión de la superficie de la córnea que de otra manera podría complicar la medición del frente de onda. Un frente de onda que se origina en el plano de la córnea del ojo 120 se transfiere a un plano del soporte de las lentes de prueba 408 con ampliación unitaria. Este plano del soporte de las lentes de prueba 408 proporciona un plano intermedio de la pupila y se incluye para situar una lente ideal de N dioptrías 409, ver figuras 12F y 12G, en el plano de las lentes de prueba para modificar la curvatura esférica del frente de onda 354 en N dioptrías, sin alterar otros contenidos en aberraciones. La capacidad para reducir/eliminar la curvatura del frente de onda general de una manera preseleccionada extiende de modo significativo el rango dinámico en la medición del frente de onda, sin degradar la precisión de la medición. Las lentes de prueba 409a-409m, descritas aquí a título de ejemplo y que presentan diferentes potencias dióptricas oscilan entre -16 y +8 dioptrías en incrementos de dos dioptrías, están montadas en una rueda rotatoria 407 del soporte 408. El eje de rotación de la rueda es paralelo pero desplazado del eje óptico 342. Girando la rueda se sitúa una lente de entre una pluralidad de lentes de prueba preseleccionadas en el plano de lentes de prueba. La rueda presenta un trinquete mecánico de precisión que registra la lente seleccionada de forma adecuada en el camino óptico.

Un filtro óptico de banda pasante estrecha se encuentra también situado en el soporte de lentes de prueba 408 inmediatamente delante de la lente. Este filtro presenta una transmisión máxima para 670 nm de longitud de onda de radiación, y un ancho de banda de aproximadamente 10nm (anchura - completa- medio - máximo). Este filtro se utiliza para rechazar luz espuria (procedente de la iluminación de la diana de fijación, de la iluminación del ojo, y similares) desde el camino del frente de onda.

En una forma de realización, tal como se ha descrito aquí a título de ejemplo, cada una de las lentes de la segunda etapa de sistema afocal 360 consiste en tres elementos de lente, dos lentes de tipo menisco y un doblete acromático interpuesto. Sin embargo, no son idénticos, y su acción combinada sirve para ampliar el frente de onda pasante 130. El frente de onda 354 en la posición del soporte de lentes de prueba 408 forma la imagen la superficie de la matriz de microlentes 412 con una ampliación de 1,22. La ampliación de la imagen del frente de onda por su factor definido de 1,22 reduce la pendiente del frente de onda en cada punto del plano de la imagen por el mismo factor 1,22. Ello extiende el rango dinámico de la medición del dispositivo, de nuevo sin disminuir la precisión. Adicionalmente, esta ampliación distribuye el frente de onda 130 sobre más elementos, celdas CCD 38, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 6, en la matriz de microlentes 412, incrementando así el número de mediciones de pendiente provistas por el sensor de frente de onda 356. El espejo 410 está incluido para ajustar los elementos del dispositivo 300 a las dimensiones de la plataforma 306. Además, el espejo 410 también permite el ajuste de la alineación óptica para la combinación de la matriz de microlentes 412 y la cámara CCD 406. Tal como se ha descrito con anterioridad, a título de ejemplo, con referencia a las figuras 3-6, la matriz de microlentes contiene una matriz cuadrada de microlentes que dividen el frente de onda incidente en una matriz transversal de "pequeñas ondas" transversales. Estas pequeñas ondas se enfocan en una superficie de detección de la cámara CCD, que se sitúa en paralelo a la matriz de microlentes y una longitud focal posterior a ellas. El patrón de ondas enfocadas en la imagen CCD se utiliza para calcular la forma del frente de onda incidente.

Tal como se ilustra con referencia de nuevo a las figuras 12 y 12E, el camino del haz de calibración 362 proporciona el haz colimado 364 al sensor de frente de onda Hartman-Schack 356. Los datos de frente de onda para el haz colimado 364 se utilizan como referencia al reconstruir el frente de onda 354 con aberraciones procedente de mediciones de un ojo real. La fuente para el haz colimado de referencia 364 consiste en un diodo láser 414 acoplado a un expansor de haz 416. En una forma de realización de la invención aquí descrita, el diodo láser 414 utilizado como referencia es idéntico al diodo láser 390 utilizado para el camino del haz de sonda 348. El haz colimado de referencia 364 se dirige a la cámara CCD 406 por transmisión a través del polarizador/atenuador 418, lentes negativas y apertura 420, apertura y lentes positivas 422, espejo de reflexión 424, transmisión a través de la apertura 426, reflexión en el divisor de haz polarizante 378, transmisión a través de la primera etapa de sistema afocal 358, divisor 376 de haz 50/50, soporte de lentes de prueba 408, segunda etapa de sistema afocal 360, espejo de reflexión 410, y finalmente transmisión a través de la matriz de microlentes 412. A excepción del soporte de lentes de prueba 408, todos estos elementos ópticos pueden estar fijados en su posición en la superficie de la plataforma 306.

Los elementos ópticos del polarizador y atenuador 418 contienen dos polarizadores lineales y un filtro de densidad neutral. El polarizador lineal posterior al diodo láser 414 polariza la radiación láser en el estado s para obtener la máxima reflexión en el divisor de haz polarizante 378. El polarizador lineal más cercano al diodo láser 414 está parcialmente "cruzado" con relación al polarizador 378 para atenuar la potencia del láser. El filtro de densidad neutra atenúa adicionalmente el haz, de tal forma que la potencia del láser que alcanza la cámara CCD 406 es óptima para la calibración del sensor 356. Las lentes negativas y las lentes positivas de los elementos 418, 420 expanden la salida del diodo láser y forman el haz de referencia colimado 364. Las aperturas intermedias de los elementos 418, 420 transmiten únicamente la parte central del haz que se expande con la mayor uniformidad de la intensidad. El espejo 424 está incluido para reducir las dimensiones generales del dispositivo 300. La apertura 426 está conjugada con el plano de la córnea, y está incluida para que así el haz de referencia colimado 364 ilumine aproximadamente la misma área en la matriz de microlentes 412 que cubriría el frente de onda 354 reemitido por un ojo con una dilatación máxima.

A modo de ilustración, los componentes ópticos adecuados para su uso con las formas de realización de la presente invención descritos aquí a título de ejemplo se presentan con referencia a la tabla 1. Una disposición de componentes eléctricos del dispositivo 300 se ilustra con referencia a la figura 13, en la que un cuadro en línea de trazos 428 indica la plataforma 306 con el elemento anteriormente descrito allí fijado. Con excepción del monitor de ordenador, del teclado y del ratón, el resto de componentes eléctricos están situados en el interior de la carcasa bajo la mesa óptica. Los interruptores en el diagrama se encuentran todos situados en el panel frontal 430 del módulo electrónico 324 para facilitarle el acceso al operador/técnico, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 9. La energía eléctrica procedente de la clínica se distribuye a través de un transformador de aislamiento, que a su vez suministra potencia a una fuente de potencia ininterrumpida (UPS). La UPS suministra potencia a tres interruptores de protección fijados en la estructura 308. El ordenador servidor 326 dispone de un interruptor de conexión/desconexión, del mismo modo que los tres interruptores de protección. Un interruptor de protección 432 proporciona potencia al controlador de obturación 434, que controla el obturador de la sonda láser 396 a través de la señal 404, dos fuentes de alimentación duales 436, siendo cada una de ellas capaz de suministrar salidas de tensión de 5VDC y de 9-15 VDC, el ordenador servidor 326, el monitor del ordenador 438, y un tercer interruptor de protección 440. Una fuente de alimentación dual proporciona tensión a 5 VDC a las dos lámparas de iluminación 336 de pacientes, y tensión a 9 VDC a la lámpara de iluminación de la diana 368. Una segunda fuente de alimentación dual proporciona tensión de 5 VDC a los dos diodos láser 390, 414. Un interruptor de 3 posiciones accesible al usuario 442 permite que el operador/técnico del sistema proporcione potencia alternativamente a la sonda láser 390 o al láser de calibración 414, con una posición central del interruptor en estado "off", desconectado.

Un tercer interruptor de protección 444 suministra potencia al controlador de la electrónica del CCD 446. El interruptor de protección 440 suministra asimismo potencia a los ventiladores de refrigeración 448 situados en la plataforma y dentro de la estructura.

A título de ejemplo y con fines de ilustración, la operación del dispositivo 300 puede efectuarse generalmente con la activación en primer lugar por parte del operario/técnico 390 de cada uno de los elementos eléctricos, siendo el controlador electrónico CCD 434 el último en habilitarse. El operador activa a continuación la calibración láser 414 por medio del interruptor de 3 posiciones 442. El operario acciona entonces el ordenador 326 para que efectúe una medición de frente de onda de calibración. El ordenador 326 transfiere este comando al controlador electrónico del CCD 446, que activa la cámara CCD 406 para tomar una exposición predefinida. El controlador electrónico CCD 446 transfiere asimismo señales de disparo 402, 404, descritas anteriormente con referencia a la figura 12, a la sonda láser 390 y al obturador 396 de la sonda láser. Sin embargo, ya que la sonda láser no se encuentra conectada en este momento, no se produce un haz de sonda 350. Los datos de calibración de CCD se transfieren a la unidad de procesado CPU del ordenador 326, y se almacenan para su posterior análisis. La calibración láser 414 se desconecta al final del procedimiento de calibración.

El técnico/operador realiza a continuación las mediciones a los pacientes. El interruptor de salida 442 en la fuente de alimentación de voltaje dual 436 se selecciona en la posición de sonda láser. La sonda láser 390 se encuentra ahora en el estado "preparado" esperando una señal adicional de disparo para ponerse en marcha. El operador a continuación sitúa el paciente de forma apropiada en el dispositivo 300 tal como se ha descrito anteriormente con referencia a las figuras 9-11, con la ayuda de una imagen capturada desde la cámara de vídeo 338 mostrada, a título de ejemplo, en el monitor del ordenador. Con el paciente situado, el operador solicita al ordenador 326 que obtenga datos del frente de onda, tal como se ha descrito previamente con referencia a las figuras 2-7. El ordenador 326 proporciona los comandos apropiados al controlador electrónico CCD 446, que dispara la sonda láser 396, acciona el controlador del obturador 434 para abrir el obturador 396 de la sonda láser, y expone la cámara CCD 406. Los datos de la imagen de la cámara CCD se transfieren de nuevo al ordenador 326. El ordenador 326 dispone de programas que analizan los datos del paciente y de la calibración para calcular para su utilización el perfil del frente de onda del paciente. Al final cuando ya se han recopilado los datos, el operador desconecta los componentes electrónicos, empezando por el controlador electrónico del CCD 446. Los programas integrados en el dispositivo 300 pueden describirse, a título de ejemplo, siendo los siguientes: Un interface gráfico de usuario (GUI) que permita al técnico realizar todas las operaciones que se deseen para introducir y almacenar la información del paciente y efectuar las mediciones que se deseen; bases de datos e interfaces de sistemas de archivo que permitan almacenar y seguir la información de paciente, detalles de medición y hardware; controles de los componentes electro-ópticos y electro-mecánicos que se necesitan para poder realizar de forma precisa y segura las mediciones que se desean; y procesamiento de los datos de las mediciones para generar descripciones matemáticas de las aberraciones (la diferencia de caminos ópticos) medidos en el ojo del sujeto.

A título de ejemplo adicional, la información de la configuración del dispositivo y de las mediciones en el paciente se almacena en diversas tablas en una base de datos Microsoft Access^{TM} 7.0. La interfaz con esta base de datos dentro del código de programación está basada en las Microsoft Foundation Classes (MFC) relacionadas con el Microsoft Jet Engine. La estructura genera un Structured Query Language (SQL), para crear, recuperar y actualizar registros de la base de datos. La utilización de la aplicación Microsoft Access para acceder a los datos no es necesaria. En una forma de realización de la presente invención, los siguientes datos pueden almacenarse en la base de datos: información sobre el paciente -nombre, dirección, número de expediente médico, y similares; información de la medición- geometría, hora en que se ha realizado la medición, y similares; e información del sistema -números de serie de los ordenadores y parámetros importantes de los ordenadores.

Adicionalmente, el programa puede desarrollarse con dos niveles operativos: protegido con una contraseña y no-protegido con contraseña. Desde el modo protegido con contraseña, el técnico/operador tiene acceso a la información de configuración del sistema y a las características necesarias para realizar los ajustes y el mantenimiento del sistema, funciones que no resultan accesibles desde el modo no protegido con contraseña. Todos los datos del paciente y las capacidades de medición están disponibles desde el modo no protegido con contraseña. Toda la información que se desee sobre el paciente para poder identificar de forma única y realizar el seguimiento del paciente se introduce a través de la interfaz gráfica de usuario (GUI) y se almacena en la base de datos Microsoft Access. Al seleccionar el elemento de menú "datos del paciente" se muestra una pantalla informativa con los datos del paciente, en la cual el técnico puede introducir nuevos datos del paciente así como revisar y editar la información existente. Los datos del paciente que pueden almacenarse y recuperarse, incluyen normalmente: nombre, dirección, número de expediente médico, fecha de nacimiento, número de teléfono, sexo, refracciones manifiestas y cicloplégicas, distancia del vértice así como información del centrado.

La información del centrado que se mide por medio de un procedimiento de centrado y se almacena como parte del registro del paciente describiendo la posición del centro de la pupila retraída con relación al centro del limbo. Esta información se utiliza para alinear el paciente para la medición cuando el objetivo es alinear el eje visual del ojo con el eje óptico 342 del dispositivo 300. Cuando se solicita el procedimiento de centrado aparece en la pantalla una relación de todos los pacientes que se han introducido en la base de datos del dispositivo 300 pero a los que todavía no se les han realizado las etapas de centrado. El monitor muestra toda la información del paciente incluyendo un resumen de la información de centrado, o de forma alternativa, sólo para aquellos pacientes que se han introducido en un periodo dado de tiempo. Para efectuar la operación de centrado en un paciente y ojo determinados, se selecciona al paciente a partir de esta lista haciendo un clic con el ratón sobre en el paciente/ojo deseado. Un ejemplo del procedimiento de centrado se ilustra con referencia a la figura 14. Una vez el paciente ha sido seleccionado, se le dan las instrucciones oportunas para que mire al interior del dispositivo 300 y a la diana de fijación 366, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 12.

En una exposición adicional, la diana de fijación 366, tal como se ha descrito anteriormente, se incluye de modo que sirva al paciente 302 para poder fijar la mirada a lo largo del eje óptico 342 del dispositivo 300. Para conseguir una fijación mejor, la diana debería resultar claramente visible para el paciente. Sin embargo, deben tomarse precauciones para cerciorarse de que el paciente no intenta acomodar la vista cuando se fija en la diana. Ello podría ocurrir si la diana estuviera más cerca ópticamente que del plano focal de infinito del paciente. Si el paciente llega a acomodar la vista, es decir el cristalino del ojo cambia de forma para proporcionar un mejor enfoque, entonces durante la medición del frente de onda podría parecer que el ojo es excesivamente miope. Con el fin de evitarlo, la óptica de fijación de la diana se ajusta de tal forma que la diana esté situada ópticamente justo por detrás del foco de campo lejano del paciente. Así, para cada paciente, el objetivo aparecerá relativamente nítido, pero no completamente enfocado. El paciente puede inicialmente intentar acomodar la vista para mejorar la nitidez de la imagen, pero finalmente hallará que la imagen más nítida se aprecia desde el estado más relajado (no acomodativo). Esta técnica se conoce como "fogging" y que de forma habitual se utiliza por los optometristas para realizar evaluaciones clínicas. Las gotas oculares que se utilizan para dilatar el ojo para realizar las mediciones también reducen la capacidad de acomodación del cristalino, asegurando además de este modo la medición válida del frente de onda.

Haciendo referencia de nuevo a la figura 14, se congela una imagen del ojo del paciente 120. Se utilizan dos retículos 450, 452 para localizar los centros 454, 456 de la pupila que se encuentra retraída y del limbo, respectivamente. Cada retícula 450, 452, puede desplazarse y dimensionarse -una retícula 450 se sitúa sobre el perímetro de la pupila retraída 458 y la otra retícula 452 sobre el limbo 460. Una vez se han situado, la información se almacena en la base de datos. Ello puede llevarse a cabo para tantos pacientes como se desee y a continuación se da por finalizado el procedimiento de centrado.

Con fines de ilustración, con referencia a la figura 15 se ilustra una secuencia de pasos que se siguen en la medición de errores de refracción en un ojo y el cálculo de la correspondiente diferencia de camino óptico (OPD). A título de ejemplo, las etapas incluyen realizar una medición de referencia 462. Para proporcionar una referencia con la que comparar la medición del ojo 120 y también para comprobar la alineación del dispositivo 300, se realiza una medición de referencia utilizando la luz láser colimada 364, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 12. El programa obliga al operador a realizar por lo menos una de tales mediciones al comienzo de cada día y una medición adicional al final de cada día. Se pueden efectuar más mediciones de referencia si el operario lo desea. Cuando se realizan mediciones en el paciente, los registros de las mediciones en la base de datos identifican qué mediciones de referencia corresponden a cada medición, es decir, qué imagen de referencia fue la última adquirida antes de la medición. Se puede disponer de una pantalla en el ordenador "Realizar Medición de Referencia" para visualizar un patrón de imagen de referencia.

La siguiente etapa incluye seleccionar un paciente y un ojo para realizar la medición 464. El paciente y el ojo que se tienen que medir pueden seleccionarse desde una pantalla de diálogo "Seleccionar Paciente". Es deseable que se muestren todos los pacientes junto a una señal de comprobación que indique si el procedimiento de centrado se ha efectuado o no a ese paciente. Si se selecciona un paciente al que todavía no se le ha realizado el procedimiento de centrado, el operador recibe esta información y no se lleva a cabo la medición. Una vez que se ha seleccionado un paciente/ojo válido para realizarle la medición entonces se despliega el diálogo de realización de medición que comprende los botones de interfaz de usuario (GUI) necesarios para que el operador efectúe y verifique la medición.

Una siguiente etapa comprende alinear el ojo utilizando la cámara de vídeo y los retículos 466. El dispositivo 300 se acciona con el eje visual del ojo alineado, situándolo tan cerca como prácticamente sea posible del eje óptico 342 antes de realizar la medición. El centro de la pupila retraída 454 se utiliza como una referencia anatómica apropiada. Teniendo en cuenta que el ojo 120 se dilata cuando se realiza una medición, no es posible determinar directamente este centro. Sin embargo, el procedimiento de centrado efectuado a cada paciente define el centro de la pupila retraída 454 con relación al limbo 460 y de este modo es posible utilizar la posición del limbo para situar el ojo 120 en la posición deseada.

Tal como se ilustra con referencia a la figura 16, se muestra una retícula 468 en la pantalla que está desplazada desde su eje óptico en el valor adecuado de tal forma que cuando el limbo 460 del ojo 120 se encuentra alineado con este retículo 468, el ojo 120 está situado en la posición deseada. Antes de realizar la medición, es responsabilidad del operario el asegurarse de que el paciente está en la posición correcta de tal forma que el limbo 460 esté alineado con el retículo 468 mientras el paciente está mirando a la diana de fijación 366.

A continuación se realiza una medición 470. Una vez que el ojo 120 está alineado, el operador presiona un botón "adquirir" para realizar la medición del frente de onda del ojo del paciente. La respuesta del sistema al comando adquirir es la siguiente:

1.: Se congela la imagen de vídeo

2.: Se activa el haz de sonda láser

3.: El obturador exterior se abre de tal forma que el haz de sonda pueda alcanzar al ojo

4.: El obturador CCD se abre y el CCD se expone al frente de onda re-emitido (las etapas 1-4 generalmente se realizan simultáneamente)

5.: El obturador CCD se cierra y se completa la exposición

6.: Los datos CCD se transmiten al ordenador

7.: El obturador externo se cierra y el haz de la sonda se desconecta.

El programa verifica de forma continua el estado de la electrónica del CCD y de la temperatura de la cámara y sólo permite que se realicen mediciones cuando todo esté trabajando en las condiciones nominales.

Se acepta o se rechaza una verificación de la geometría del ojo y del dispositivo 472. Aunque no es necesario que el ojo 120 esté perfectamente alineado con relación al eje óptico 342 (el software compensa desalineaciones menores), es deseable que esté prácticamente alineado. El ojo 120 debe alinearse con anterioridad a la medición, pero el movimiento incontrolable del ojo (por ejemplo, sacudidas oculares y pérdida de fijación) pueden provocar la alineación sub-óptima del tiempo y de la exposición. Para verificar que la alineación es aceptable, la imagen de vídeo del ojo se congela en el momento en que se realiza la medición. El operador entonces alinea un retículo en el anillo del limbo y presiona un botón "verificar geometría" en la interfaz de usuario (GUI). Si el programa determina que la alineación no es aceptable, se informa al operador de esta circunstancia y si se desea se realiza una nueva exposición. A título de ejemplo, y con referencia a la figura 17, se describe aquí una medición óptima que se obtendría en el caso que el limbo 460 estuviera en el círculo B. En realidad, el ojo 120 estaba desplazado durante la exposición y el limbo 460 estaba alineado con el círculo A. La diferencia entre estos dos estados se muestra por la línea A'B'. El software determina si la imagen es aceptable o no lo es basándose en la longitud de A'B'.

Asimismo, en este punto el operador graba el estado de rotación del ojo. Antes de efectuar la medición del frente de onda, mediante un instrumento mecánico se aplica al ojo un patrón de cuatro segmentos de línea 474 en unna disposición en "X" 476, tal como se ilustra con referencia a la figura 18, alrededor de la periferia de la córnea. El patrón 476 consiste en dos pares de segmentos de línea colineales 474 angulados a 45º entre sí. Cada segmento de línea 474 presenta una longitud de 4 mm, y los segmentos colineales están separados 7mm. Al mismo tiempo, la retícula del anillo del limbo está alineada con el limbo real en la imagen de vídeo congelada, una retícula en X que coincide con este patrón está alineada con los patrones aplicados en el ojo en la imagen congelada. A continuación el programa almacena la información de orientación junto a los datos de la posición del limbo.

En la siguiente etapa del procedimiento, se procesa la imagen CCD, aceptada y almacenada, o bien rechazada 478, tal como se ilustra con referencia de nuevo a la figura 15. Si la geometría de la medición es aceptable, es por tanto probable que la calidad de la imagen CCD sea alta. Es deseable, sin embargo, verificarlo. El software procesa la imagen y luego presenta una imagen auto-escalada para que el operador la revise. Si el programa determina que la imagen no es aceptable entonces se informa operador de esta circunstancia y se realiza una nueva exposición. Si el usuario decide que la imagen no es aceptable por cualquier motivo, entonces la imagen puede rechazarse de modo manual en este momento. Un ejemplo de una imagen que resulte inaceptable se ilustra con referencia a la figura 19. En este ejemplo, una parte significativa 479 de la imagen se obscurece de alguna forma, dando como resultado unos datos de frente de onda de sólo una parte de la pupila. Se entiende por inaceptable que resulte una imagen tal no presente la fiabilidad y precisión de la medición que se desea en los procedimientos quirúrgicos que se obtienen con la presente invención. Ello no significa que imágenes como la ilustrada no puedan utilizarse para algunos fines.

Una vez que se han realizado mediciones válidas, la siguiente etapa 480 consiste en medir las pendientes locales del frente de onda 130, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a las ecuaciones presentadas en el presente documento. Tal como se ha descrito con referencia a las figuras 4-6, es necesario que el programa calcule los centroides 116 de los cúmulos de luz en la matriz CCD 38 y que a continuación determine las distancias de cada uno de estos centroides 116 desde los correspondientes centroides de referencia 29. Los centroides se determinan calculando en primer lugar que pixeles deben procesarse y agrupándolos en cúmulos. A continuación se calcula el centroide de cada cúmulo por ponderación de intensidad. Tal como se ilustra con referencia a la figura 20, se muestra un ejemplo de una imagen de un ojo miope con los centroides 482 calculados del cúmulo 484 marcados con una "X". La figura 21 ilustra una vista en detalle de uno de los cúmulos 484 y muestra no únicamente el centroide 482 sino también los pixeles 486 utilizados en el cálculo del centroide para el cúmulo 484. Los pixeles CCD 488 procesados en el algoritmo de cálculo de centroides están marcados con puntos. Este algoritmo, a título de ejemplo, aísla los centroides utilizando un filtro espacial que elimina las señales de luz espúreas que crean ruido en la imagen CCD. Este filtrado puede ser conveniente aplicarlo con anterioridad al cálculo de las posiciones de los cúmulos de luz.

Sin filtrado, el cálculo de los centroides de los cúmulos puede ser difícil debido al ruido en la imagen de forma que los pixeles individuales sin contenido de datos pueden ser más brillantes que los pixeles que contienen datos significativos. A título de ejemplo, la existencia de motas en la imagen, puede resultar válida en cúmulos de datos que presenten perfiles irregulares con variación significativa en la intensidad de pixeles adyacentes, la neblina o el ruido de fondo pueden ser importantes en relación con los datos reales o puede que no sean uniformes en toda la imagen, dispersiones procedentes de diferentes partes del ojo pueden ocasionar señales espúreas en la imagen, y aberraciones elevadas en el ojo pueden distorsionar de forma significativa los cúmulos de datos válidos. Los filtros espaciales permiten un recálculo del brillo de cada pixel en un mapa de bits que utiliza una técnica de promediado ponderado que tiene en cuenta los pixeles circundantes. En una aplicación particular descrita aquí a modo de ilustración y a título de ejemplo, el filtro espacial está diseñado para proporcionar un valor máximo cuando está centrado en datos válidos, para reducir un efecto de pixeles individuales o pequeños grupos de pixeles brillantes, normalizar los valores de fondo, suavizar perfiles de datos válidos y simplificar la tarea de extraer los datos válidos del ruido de fondo o neblina. Un filtro utilizado en una forma de realización de la presente invención es cuadrado (n x n) y presenta valores reales (positivos y negativos) asignados a cada pixel. El filtro está diseñado para ajustar de forma óptima las imágenes obtenidas de ojos con niveles de aberración altos, aunque medibles. A título de ejemplo, se ilustra con referencia a la figura 23A una sección transversal a través del filtro. Un ejemplo de aplicación de un filtro de este tipo es la mejora de la imagen tal como se ilustra con referencia a la figura 23B de la imagen ilustrada con referencia de nuevo a la figura 20, a título de ejemplo, una imagen más nítida y una que se procesa fácilmente para identificación y cálculo de centroides de cúmulos. Al aplicar el filtro, las imágenes que de otra forma podrían considerarse con demasiado ruido o de calidad insuficiente para procesarlas, pueden de esta forma ser procesadas y puede calcularse la información deseada del frente de onda.

El centro de cada centroide se calcula utilizando un algoritmo estándar de centro de masas basado en la intensidad de la luz. Los cúmulos y centroides ilustrados con referencia a la figura 22 se ilustran con las posiciones de los centroides de referencia correspondientes 490 también visibles. Los círculos abiertos en esta figura indican las posiciones de los centroides de referencia. Estos centroides están conectados con centroides de muestra asociados 482 mediante líneas. Las pendientes locales se calculan a partir de las distancias entre los centroides de referencia y el que se ha medido 490, 482 respectivamente, y la distancia entre la matriz de lentes 33 y el plano CCD 36, descrito con referencia a la figura 6. En base a estas pendientes locales y a la información sobre la configuración del equipo, incluyendo todos los factores de amplificación, si es que los hay, entonces es posible determinar las pendientes locales en el plano de la pupila y, a partir de ahí, calcular la diferencia de camino óptico del ojo que debe medirse.

A continuación se realiza una descripción del frente de onda 492. Tal como se ha descrito anteriormente, el frente de onda reconstruido se describe mediante un conjunto de polinomios de Zernike. El número de posiciones del ojo 120 en las que se determinan las pendientes locales (es decir el número de puntos de muestra) excede en gran medida el número de términos en los polinomios que describirán el frente de onda. Se realiza un cálculo del ajuste por mínimos cuadrados para determinar los coeficientes que mejor describen la superficie. El orden del polinomio utilizado es suficiente para describir no sólo las potencias refractivas esférica y cilíndrica (2º orden) sino también los niveles de coma (3er orden) y aberración esférica (4º orden) que estén presentes.

Un ejemplo de coeficientes de Zernike calculados para un ojo y la correspondiente reconstrucción de frente de onda 493 se ilustra con referencia a la figura 24A. A título de ejemplo, para el frente de onda ilustrado con referencia a la figura 24A, las potencias esféricas y cilíndricas calculadas desde el frente de onda son: -1,60/-1,13 x 150,4. Los valores correspondientes obtenidos por un optometrista realizando un examen con foróptero (convertidos al plano de la córnea) fueron -1,47/-1,19 x 150. Las mediciones estándar de potencias esférica y cilíndrica presentan un buen ajuste con el cálculo de potencias esféricas y cilíndricas, pero también están presentes aberraciones de orden superior. A título de ejemplo, la figura 24B ilustra sólo estas aberraciones de orden superior 495 en la misma escala que el gráfico de la figura 24A.

Con relación a la diferencia de camino óptico (OPD), escalar la diferencia de perfil del camino óptico (OPD)(x,y), mediante una diferencia de índice refractivo (córnea a aire) no constituye la única etapa. Esta medición del frente de onda se realiza en un plano tangente a la córnea, tal como se ilustra con referencia a la figura 25, que está exagerada para mostrar el efecto. La plano de la imagen del camino del frente de onda es la placa de la matriz de lentes. El plano del objeto del camino del frente de onda es el plano de referencia 494. En este caso de miopía extrema, descrita aquí a título de ejemplo, un rayo de luz 496 que emerge del ojo 120 en una posición transversal a se detecta en una posición transversal b. El frente de onda que se reconstruye desde el sensor de datos presentará la pendiente de este rayo en la posición b. Aunque esto sea cierto para el frente de onda en el plano de referencia 494, el escalado simple de este frente de onda podría sugerir una medición en la posición de la córnea b que podría ser no del todo precisa. En realidad, este efecto es reducido. El radio de curvatura de la córnea es normalmente del orden de 7,5 mm (el radio de la mayoría de los ojos está comprendido en un rango de 7-8 mm). En una posición transversal a 3 mm del vértice de la córnea, la distancia desde la superficie de la córnea al plano de referencia es sólo de \sim0,63 \mum. Para una persona miope que presente 10 dioptrías, un rayo de luz que salga de la córnea en a= 3,0 mm cruzará el plano de referencia a b=2,98 mm. La diferencia entre a y b en este ejemplo es de sólo 20 \mum. Aunque poco significativo, este efecto geométrico es sistemático, presentando un impacto progresivamente mayor en la medición con el aumento de las distancias radiales desde el ápice de la córnea. Para aumentar la precisión, se puede compensar la geometría curvada de la siguiente forma:

1.: Se calculan las pendientes del frente de onda en cada punto de medición en el plano de referencia.

2.: Se supone que la córnea presenta un radio de curvatura nominal (\sim7,5 mm).

3.: Las pendientes de los frentes de onda medidas en el plano de referencia se proyectan de regreso en la córnea con curvatura nominal. El frente de onda se mide para disponer de una cierta pendiente en b en el plano de referencia, que se ha descrito con anterioridad. El cálculo del punto a en el que el rayo abandona la córnea es un procedimiento matemático sencillo.

4.: El frente de onda se reconstruye con base a las pendientes medidas en las posiciones calculadas de la córnea.

Tal como se ha descrito anteriormente, es deseable obtener la mejor información a través de las mediciones de frente de onda con el paciente situado en el dispositivo 300. El ojo 120 que se está midiendo se encuentra en la posición deseada y mirando en la dirección apropiada. Basándose en el análisis de las tolerancias permisibles en la posición del ojo, el dispositivo 300 según esta forma de realización de la presente invención proporciona la siguiente información de la posición del paciente:

La capacidad de asegurar que el ojo del sujeto está en la posición correcta a lo largo del eje longitudinal (z) del dispositivo con una precisión de +/- 1mm.

La capacidad de asegurar que el ojo del sujeto está posicionado lateralmente de forma correcta con relación al dispositivo (es decir, en x-y) con una precisión de +/- 1 mm.

La capacidad de asegurar que el ojo del sujeto está posicionado de la forma que se desea en un ángulo con respecto al dispositivo (es decir, la diferencia entre el eje visual y el eje óptico del sistema) con una precisión de +/- 0,5 grados.

La capacidad para alinear una retícula de la pantalla a un conjunto de marcas aplicado al ojo de forma exterior al limbo para registrar la orientación de rotación del ojo (es decir, alrededor de z) con relación al dispositivo con una precisión de +/- un grado.

Una vez en su posición, el ojo del paciente puede ser examinado con éxito con la técnica de sensor de frente de onda. Esta forma de realización del dispositivo comprende un rango dinámico suficiente para medir ojos con errores refractivos dentro de la tipología esperada.

La lista siguiente proporciona parámetros de rango y precisión, a título de ejemplo, para mediciones clínicas de frente de onda que puedan obtenerse con esta forma de realización del dispositivo. Esta lista se proporciona a título de ilustración y no limita el alcance de la presente invención.

1.: Ser capaz de medir frentes de onda con potencia dióptrica esférica en el rango de +6 a -15 dioptrías y potencia dióptrica cilíndrica en el rango de 0 a -6 dioptrías.

2.: Ser capaz de medir coma y aberración esférica.

3.: Ser capaz de medir errores refractivos en una zona de la pupila de hasta 8 mm de diámetro.

4.: Ser capaz de medir errores refractivos con los rangos especificados con una precisión de 0,042 \mum RMS en el aire.

Con referencia de nuevo a la figura 6, y a título de ejemplo adicional, la salida desde el analizador de frente de onda 26, es decir, la expansión de Zernike de la ecuación (19), puede utilizarse de diferentes formas. Por ejemplo, la salida puede utilizarse para seguir de forma continua o periódica el progreso o los efectos de un procedimiento oftálmico, estando ésta almacenada en disco, transmitida por correo electrónico o formas similares. La salida del analizador de frentes de onda 26 se introduce a un procesador 90 que convierte la expansión de Zernike de la ecuación (19) a una forma adecuada para el uso subsiguiente que se desea. De forma alternativa, el procesador 90 puede también implementarse en el procesador 40 del analizador de frente de onda 26, descrito anteriormente con referencia a la figura 6.

A título de ejemplo adicional, el procesador 90 puede utilizarse con coeficientes de Zernike preseleccionados desde la expansión de la ecuación(19) para generar una especificación general esfero-cilíndrica para una rectificadora de lentes 92 para producir una lente óptica convencional, por ejemplo, una lente para gafas, una lente de contacto, y similares.

Tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 12, el dispositivo 300 de la presente invención comprende una primera y una segunda etapa de sistemas afocales 358, 360. Para mantener los beneficios de la amplificación del frente de onda, se proporciona una modificación 500 del dispositivo 300, tal como se ha ilustrado con referencia a la figura 26A como un medio para incrementar el rango dinámico del sensor 356 de frente de onda para incluir pacientes con importantes errores refractivos, mientras que al mismo tiempo permite la incorporación de una cámara económica, de pequeño tamaño para grabar los datos de la pendiente del frente de onda.

A título de ejemplo, una matriz de lentes puede también posicionarse y configurarse tal como se ilustra con referencia a la figura 26B, en la que una parte de dispositivo 300 de la figura 12 comprende la primera y la segunda etapas afocales 358, 360 en el eje óptico 342, y el sensor del frente de onda 356 consiste en una matriz de microlentes y cámara CCD separadas por una distancia fija, tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 6. Este camino óptico a través de las etapas de sistema afocal resulta en una imagen del plano de la córnea 502 en la matriz de lentes, es decir en la cara de entrada del sensor en cuestión 356 de frente de onda. Esto puede lograrse mediante una etapa afocal única. Tal como se ha descrito anteriormente con referencia a la figura 12, el dispositivo 300 comprende un plano de imagen intermedio como punto de inserción, el soporte 408, para una lente de prueba. En teoría, situar una lente esférica en el eje óptico 342 en el primer plano de la imagen podría utilizarse para eliminar el error de desenfoque del frente de onda. Ello podría, potencialmente, expandir el rango dinámico del dispositivo 300. Sin embargo, la aproximación de lente de prueba como un mecanismo en movimiento que puede situar lentes en el primer plano de la imagen con una precisión en la repetibilidad muy importante. Es altamente deseable que se desarrollen los medios alternativos para conseguir el rango dinámico.

Una forma de lograrlo consiste en amplificar la imagen del plano de la córnea en la matriz de lentes con la etapa afocal descrita anteriormente 358. La amplificación del frente de onda reduce la pendiente del frente de onda, de tal forma que disminuye el desplazamiento de los puntos de luz enfocados en el CCCD. El factor de amplificació escogido utilizado con el dispositivo 300 de la segunda etapa afocal 360 del dispositivo 300 es aproximadamente 1,2 lo cual es suficiente para cubrir el rango deseado de errores refractivos. Un factor de amplificación superior a 1,5 es deseable para expandir el uso de del dispositivo 300. Sin embargo, la amplificación simple del plano de la córnea presenta el inconveniente de que requiere un sensor de frente de onda de gran apertura. Esto significa que tanto la matriz de lentes como la cámara CCD deben presentar preferentemente grandes áreas en sección transversal para adaptarse a la imagen ampliada del punto del plano. Este aspecto no es significativo para la matriz de lentes. Sin embargo, una cámara CCD de gran formato tiene un coste elevado y estas cámaras sólo están disponibles en un número limitado de suministradores.

Para solucionar tales inconvenientes, se introduce la modificación 500 ilustrada con referencia de nuevo a la figura 26A. En el plano de referencia 504 se forma la imagen del plano de la córnea 502 mediante una etapa de sistema afocal 506, que amplifica el plano de la córnea hasta una cantidad preseleccionada. La matriz de lentes 412 está situada en el plano de referencia 504. Los puntos de luz enfocados desde el ojo 120 se producen en el plano focal 504 de la matriz de lentes. En lugar de colocar la cara de detección del CCD en el plano de referencia 504, se inserta un tren óptico 508 para representar el plano focal de la matriz 413 adicionalmente en otro plano, un plano final de la imagen 510; y la cara de detección del CCD se sitúan en este plano. Ello permite que se utilice como elemento para grabar la luz una cámara de área activa pequeña, que es relativamente económica. Los detalles de diseño óptico incluyendo los específicos de la amplificación pueden ajustarse para maximizar el rendimiento de una especificación dada de la cámara y de la placa de matriz de lentes.

Las ventajas de la presente invención son numerosas. Se presenta un enfoque totalmente objetivo para medir aberraciones oculares. El enfoque es efectivo para un rango amplio de defectos de visión. Por consiguiente, la presente invención será de gran utilidad en una amplia variedad de aplicaciones clínicas. Por ejemplo, los coeficientes de Zernike calculados pueden utilizarse para desarrollar una prescripción completamente objetiva de lentes. Adicionalmente, cada una de las formas de realización de sensores de frente de onda proporciona un mayor grado de precisión que la técnica anterior con relación a la medición de deflexiones de frente de onda. Adicionalmente, el presente sensor de frente de onda puede ajustarse en términos de ganancia simplemente ajustando la distancia de separación entre el plano de la imagen del sensor y la matriz plana de celdas sensibles a la luz.

La medición objetiva de la presente invención tendrá también gran utilidad en una gran variedad de aplicaciones en las que el "paciente" no es capaz de proporcionar retroalimentación como ocurre en los diagnósticos oculares convencionales. Por ejemplo, la presente invención puede utilizarse para evaluar los ojos de cualquier paciente que no posee habilidades de comunicación explicativas como por ejemplo, bebés, animales, especímenes muertos, así como cualquier sistema óptico que se haya ideado, ya que la presente invención es un análisis objetivo que no requiere ninguna evaluación por parte del "sujeto". Todo lo que necesita es que el ojo del sujeto esté correctamente posicionado para que así se pueda obtener un acceso óptico correcto al ojo.

La presente invención se utilizará también en el campo de la identificación si se determina que los coeficientes de Zernike de cada ojo son únicos. Entonces, la presente invención podría resultar de gran utilidad en los campos policial, seguridad de tarjetas de crédito/tarjetas bancarias, y en cualquier otro campo en el que la identificación positiva pueda ser beneficiosa.

Aunque la invención se ha descrito con relación a una forma de realización específica, existen numerosas variaciones y modificaciones que se pondrán claramente de manifiesto para los expertos en la materia a la luz de lo que se ha dado a conocer anteriormente. Debe por lo tanto entenderse que, dentro del alcance de las reivindicaciones adjuntas, la invención puede realizarse de forma diferente a la que se ha descrito específicamente.

TABLA 1

Componentes ópticos de muestra (Se refiere a la figura 12)

1

2

3

Claims

1. Dispositivo (300) para determinar las aberraciones de un ojo (120), que comprende:

un soporte de cabeza del paciente (318) y una plataforma óptica (306) asociada con el respaldo para la cabeza del paciente, comprendiendo dicha plataforma óptica de una base:

a) un dispositivo (390) para generar un haz de sonda para proporcionar un haz de sonda (350);

b) una óptica para dirigir el haz de sonda que se puede accionar con el dispositivo para generar un haz de sonda, comprendiendo la óptica para dirigir el haz de sonda un divisor de haz (378), un espejo y una lente que se puede accionar dentro de un camino de haz del haz de sonda, siendo capaz la óptica para dirigir el haz de sonda de conducir el haz de sonda hacia un ojo de un paciente situado en el respaldo de la cabeza del paciente;

c) unos componentes de la imagen de vídeo, comprendiendo los componentes de la imagen de vídeo comprenden una fuente de luz (336) para iluminar el ojo del paciente, y un espejo y una cámara de vídeo (338) para captar el ojo, siendo capaces los componentes de la imagen de vídeo de generar una imagen del ojo del paciente posicionado en el respaldo de la cabeza del paciente;

d) unos componentes para la fijación del ojo, comprendiendo los componentes para la fijación del ojo una diana de fijación (366) para ser visionada por el ojo del paciente, una fuente de luz para iluminar la diana, y una lente y un espejo operativo en el recorrido de la diana, siendo capaces los componentes de fijación de generar una diana que puede ser visionada por el ojo de un paciente posicionado en el respaldo de la cabeza del paciente; y

e) unos componentes para dirigir y analizar el frente de onda (356) que pueden funcionar con el ojo de un paciente, comprendiendo los componentes para dirigir y analizar el frente de onda una lente, un espejo (410), una matriz de microlentes (412), y una cámara (406) operativa dentro de un camino óptico de un ojo, y un procesador de datos (326) operativo con la cámara, y que incluye unos medios (358, 360; 506, 508) para la amplificación del frente de onda para reducir la pendiente del frente de onda,

caracterizado porque;

los medios (358, 360; 506, 508) para la amplificación del frente de onda para reducir la pendiente del frente de onda comprenden una primera etapa de sistema afocal (358;506) y una segunda etapa de sistema afocal (360; 508) en un eje óptico (342) del dispositivo, estando la primera etapa de sistema (506) dispuesta para formar la imagen de un plano de la córnea (502) en un plano de referencia (504) para amplificar el plano de la córnea en una cantidad preseleccionada, estando la matriz de microlentes (412) dispuesta en dicho plano de referencia (504) y estando la segunda etapa de sistema (508) dispuesta para formar la imagen del plano focal de la matriz (413) en un plano de la imagen final (510) en cuyo plano se sitúa dicha cámara (406) de forma que puedan determinarse las aberraciones de un ojo que oscilen entre por lo menos aproximadamente + o - 1 dioptrías y por lo menos aproximadamente + o - 6 dioptrías.

2. Dispositivo según la reivindicación 1, en el que los componentes para dirigir y analizar el frente de onda están adaptados para que puedan determinarse las aberraciones de un ojo de mayor orden que requieran una corrección de miopía superior a -6 dioptrías.

3. Dispositivo según la reivindicación 1, en el que los componentes para dirigir y analizar el frente de onda están adaptados para que puedan determinarse las aberraciones de mayor orden de un ojo que requiera una corrección de hipermetropía superior a +6 dioptrías.

4. Dispositivo según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, que comprende una lente esférica situada en un eje óptico (342) del dispositivo en un plano intermedio de la imagen, para eliminar el error de falta de foco del frente de onda.

5. Dispositivo según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, en el que dicha segunda etapa de sistema es una etapa de sistema afocal.

6. Dispositivo según cualquiera de las reivindicativas 1 a 5, en el que el soporte de cabeza del paciente (318) es ajustable con relación a la plataforma (306) para así asegurar que el ojo del sujeto está en la posición correcta a lo largo del eje longitudinal (z) del dispositivo con una precisión de +/- 1 mm, y para asegurar que el ojo del sujeto está posicionado lateralmente de forma correcta con relación al dispositivo en sus ejes (x-y) con una precisión de +/- 1 mm.

7. Dispositivo según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, que está adaptado adicionalmente, en función del análisis de los datos del paciente y de la calibración, para realizar el cálculo del perfil de frente de onda del paciente, estando descrito un frente de onda reconstruido por un conjunto de polinomios de Zernike, siendo el orden de los polinomios utilizados suficiente para describir el nivel de coma y aberración esférica presente.