ES2239238T3 - Oftalmoscopio. - Google Patents
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- A61B3/12—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for looking at the eye fundus, e.g. ophthalmoscopes
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Abstract
Oftalmoscopio para examinar el fondo de ojo (9'') de un paciente (9) con - al menos un dispositivo de iluminación (1) que genera al menos un rayo de iluminación, así como una óptica de formación de imagen (ABl) que puede asociarse al dispositivo de iluminación (1) y que reproduce el rayo de iluminación sobre el fondo de ojo (9'') del paciente (9) a través de un plano de imagen intermedio (B), - al menos un dispositivo de observación (8), así como una óptica de formación de imagen (ABo) que puede asociarse al dispositivo de observación (8) y que reproduce en el dispositivo de observación (8), a través del plano de imagen intermedio (B) un rayo de observación generado por reflexión del rayo de iluminación en el fondo de ojo (9''), y - una disposición de rendijas de diafragma (3, 3'') introducidas en los rayos de iluminación y de observación y dotadas de al menos sendas rendijas de diafragma que pueden introducirse en los rayos de iluminación y de observación y que están montadas de forma oscilante en sincronismo con relación a los rayos de iluminación y de observación, caracterizado porque el plano de imagen intermedio (B) puede reproducirse en el infinito a través de al menos una unidad óptica (6), porque el plano de imagen intermedio (B) reproducido en el infinito puede reproducirse en un plano de formación de imagen (A'') del rayo de observación en el que está previsto el dispositivo de observación (8), y porque la unidad óptica (6) está dispuesta en la trayectoria del rayo de observación detrás del plano de imagen intermedio (B) y es atravesado por el rayo de iluminación y por el rayo de observación.
Description
Oftalmoscopio.
La invención concierne a un oftalmoscopio para el
examen del fondo de ojo de un paciente con al menos un dispositivo
de iluminación que genera al menos un rayo de iluminación, así como
una óptica de formación de imagen que puede asociarse al
dispositivo de iluminación y que reproduce el rayo de iluminación
sobre el fondo de ojo del paciente a través de un plano de imagen
intermedio.
El oftalmoscopio presenta también al menos un
dispositivo de observación, así como una óptica de formación de
imagen que puede asociarse al dispositivo de observación y que
reproduce un rayo de iluminación - generado por reflexión del rayo
de iluminación en el fondo de ojo - en el dispositivo de observación
a través del plano de imagen intermedio. Por ultimo, en los rayos de
iluminación y de observación está prevista una disposición de
diafragma con al menos un intersticio de diafragma que puede
introducirse en los rayos de iluminación y de observación, cuya
disposición está montada de forma oscilante en sincronismo con
relación al rayo de iluminación y de observación. Una disposición de
oftalmoscopio de esta clase se denomina también oftalmoscopio de
exploración debida a la disposición de diafragma oscilante, que está
introducida dentro de la trayectoria del rayo de observación y de
iluminación.
Un dispositivo del genero expuesto es conocido
por la patente US 3,547,512. A través de los diafragmas de forma de
intersticio en la trayectoria del rayo de observación y en la
trayectoria del rayo de iluminación se ilumina siempre tan sólo una
pequeña zona del fondo de ojo y se observa ésta al mismo tiempo. Sin
embargo, para poder explorar una parte mayor del fondo de ojo se
mueven en sincronismo el diafragma de iluminación y el diafragma de
observación, con lo que se explora una parte del fondo de ojo. Si
se observa el fondo de ojo con un detector que presenta cierta
inercia y se efectúa el movimiento de las imágenes de los
intersticios de los diafragmas con rapidez suficiente sobre siempre
nuevamente la misma parte del fondo de ojo, se fusionan entonces las
imágenes individuales formando una imagen total de la parte
explorada del fondo de ojo.
Este dispositivo deberá mejorar especialmente la
observación del ojo a través de un cristalino turbio u opaco, ya
que se reducen la generación y observación de luz dispersa y el
deslumbramiento resultante de ella. En este caso, se genera por la
retina, por medio de una lente de oftalmoscopia, una imagen
intermedia real fuera del ojo, estando enfocados el dispositivo de
iluminación y el sistema óptico de ampliación sobre el plano de
esta imagen intermedia.
No obstante, con solamente las medidas descritas
hasta ahora no se puede conseguir todavía un resultado
satisfactorio. Por tanto, en la patente US 3,547,512 se utilizan
diafragmas o espejos adicionales que suprimen cada vez la mitad del
haz de rayos de observación o de iluminación, de modo que el haz de
rayos de observación y el haz de rayos de iluminación discurren
separados uno de otro en el plano del objeto, con excepción de una
pequeña zona de intersección. Ciertamente, se reduce así
adicionalmente en forma satisfactoria la luz dispersa generada u
observada, pero se reducen fuertemente la intensidad luminosa y la
resolución obtenible debido a las restricciones de las aperturas del
haz de rayos de observación y del haz de rayos de iluminación.
Otro dispositivo óptico del género expuesto puede
deducirse del documento WO 97/15855 con el cual deberá ser posible
un examen lo más exento posible de contraste y de deslumbramiento
en el fondo de ojo para visualizar detalles muy finos. Con este
dispositivo el fondo de ojo es iluminado también al menos en parte
con un rayo de iluminación y la luz reflejada en fondo de ojo es
reproducida como rayo de observación, a través de un sistema de
lentes ópticas, en un plano de imagen intermedio, desde el cual se
reproduce el rayo de iluminación a través de una unidad ocular para
su análisis ulterior. La disposición conocida ha sido diseñada con
fines de aumento del contraste, para lo cual se debilitan
deliberadamente porciones de radiación interferentes de fuerte
luminosidad, de modo que se pueden detectar también fenómenos de
interferencia de menos luminosidad. No obstante, se requiere una
óptica ocular y, además, no es posible acoplar rayos de luz
adicionales con la trayectoria de los rayos de iluminación y de
observación sin que resulte considerablemente perjudicado por ello
el sistema óptico completo.
El problema consiste, pues, en crear una
estructura más compacta para un oftalmoscopio con diafragma
oscilante, es decir, configurar un oftalmoscopio de exploración de
tal manera que, junto con una estructura óptica sencilla, haga
posible una reproducción lo más directa posible del fondo de ojo
sobre un dispositivo de observación y, además, ofrezca la
posibilidad de acoplar más rayos de luz con la estructura óptica
del oftalmoscopio sin que resulte persistentemente perjudicado por
ello el sistema óptico.
La solución de la invención es objeto de la
reivindicación 1. Perfeccionamientos ventajosos de la invención son
objeto de las reivindicaciones y pueden deducirse de la descripción
con referencia a los ejemplos de ejecución.
Según la invención, se ha perfeccionado un
oftalmoscopio conforme al preámbulo de la reivindicación 1 de tal
manera que, a través de al menos una unidad óptica, se puede
reproducir el plano de imagen intermedio en el infinito, y el plano
de imagen intermedia reproducido en el infinito puede reproducirse
en un plano de formación de imagen del rayo de observación en el que
está previsto el dispositivo de observación.
La idea que sirve de fundamento a la invención se
basa en el empleo deliberado de una unidad óptica que reproduce en
el infinito el plano de imagen intermedio en el que se reproduce
fuera del ojo el fondo de ojo a examinar con ayuda de una unidad de
formación de imagen óptica, preferiblemente una lente de
oftalmoscopia, es decir que la trayectoria del rayo de observación
es transferida a un haz de rayos paralelos que se reproduce
directamente, a través de una única unidad óptica adicional, en un
plano de formación de imagen en el que se encuentra el dispositivo
de observación. Por un lado, mediante esta conducción directa de la
trayectoria del rayo de observación hacia la unidad de observación
se pueden excluir cualesquiera pérdidas de luz que estarían ligadas
a otras ópticas adicionales de reproducción de imagen intermedias,
así como los errores de formación de imagen ligados a esto. Mediante
esta reproducción directa de la imagen del rayo de observación sobre
el dispositivo de observación, el cual está configurado, por
ejemplo, en forma de un sensor CCD dentro de una cámara de vídeo,
es posible mantener muy pequeña la estructura óptica del
oftalmoscopio y emplear el propio oftalmoscopio como aparato de mano
o módulo adicional, por ejemplo, para una lámpara de rendija.
Con ayuda de una óptica de formación de imagen
óptimamente dimensionada es posible que la luz completa reflejada
para el examen en el fondo de ojo sea reproducida completamente,
casi sin pérdidas, a través de la óptica de formación de imagen
asociada al rayo de observación, sobre la superficie detectora
correspondiente del dispositivo de observación, con lo que se puede
reducir considerablemente la carga de luz para el ojo del paciente.
La estructura del oftalmoscopio según la invención, en combinación
con una cámara de vídeo, es especialmente adecuada como dispositivo
de observación en forma de un oftalmoscopio explorador de vídeo.
Al igual que la trayectoria paralela del rayo de
observación reproducida en el infinito, la cual, como se ha
explicado brevemente con anterioridad, se reproduce sobre la
superficie fotosensible del dispositivo de observación a través de
una disposición de objetivo, preferiblemente de varias lentes, la
trayectoria del rayo de iluminación presenta también un segmento de
rayo paralelo de esta clase, discurriendo éste preferiblemente
paralelo al segmento paralelo anterior de la trayectoria del rayo
de observación.
A este fin, en la óptica de formación de imagen
del rayo de iluminación está prevista una óptica de iluminación,
preferiblemente en forma de un sistema de condensador, que reproduce
la imagen de los rayos de luz del dispositivo de iluminación sobre
una superficie homogéneamente iluminada que está situada en el
plano de formación de imagen del dispositivo de observación. A
través de una disposición de objetivo de varias lentes se transforma
la superficie homogéneamente iluminada en un haz de rayos paralelos
que se enfoca en el plano de imagen intermedio a través de la
unidad óptica que reproduce la imagen del rayo de observación en el
infinito y que se reproduce sobre el fondo de ojo por medio de la
unidad de formación de imagen óptica subsiguiente en la trayectoria
del rayo.
En el segmento de rayo guiado en paralelo tanto
de la trayectoria del rayo de observación como de la trayectoria
del rayo de iluminación, las cuales presentan ambas en esta zona
una distancia lateral mínima de una a otra y, además, están
dispuestas simétricamente con respecto al eje óptico de la unidad
óptica que reproduce la imagen de las dos trayectorias de los rayos
en el plano de imagen intermedio, es posible, sin un menoscabo
óptico adicional de las propiedades de formación de imagen del
oftalmoscopio, acoplar otra trayectoria de rayo, tal como, por
ejemplo, un rayo láser de terapia, con la trayectoria del rayo de
iluminación y/o la trayectoria del rayo de observación. Esto
inaugura un grado de libertad especialmente interesante respecto de
una ampliación óptica modular del oftalmoscopio, con lo que resultan
posibles nuevos procedimientos de diagnóstico y/o de terapia en el
ojo de un paciente.
La incorporación de más trayectorias de rayos o
de incluso elementos ópticos en la trayectoria paralela del rayo de
observación y/o del rayo de iluminación no es crítica tampoco en
aquellos casos en los que la unidad óptica para reproducir el plano
de imagen intermedio en el infinito es desplazado en dirección axial
con respecto a las trayectorias paralelas de los rayos de
observación y de iluminación. Un desplazamiento axialmente dirigido
de la unidad óptica puede ser realizado, por ejemplo, por motivos
de una compensación de la visión deficiente del ojo a examinar, con
lo que se modifica al mismo tiempo también la posición del punto
focal de la unidad óptica. Por tanto, se reproduce siempre en el
infinito el plano de imagen intermedio con independencia de la falta
de visión del ojo a examinar. Incorporando marcas de rayas
correspondientes en la trayectoria del rayo de observación se
pueden realizar también mediciones definidas de tamaño en el fondo
de ojo incluso en el caso de visiones deficientes diferentes de los
ojos. Esto es de especial importancia en documentaciones a largo
plazo con resultados de examen reproducibles. Se hará aún
referencia a esto con detalle al discutir los ejemplos de
ejecución.
Inmediatamente delante del plano de formación de
imagen de la superficie iluminada y delante del dispositivo de
observación, que está configurado, por ejemplo, en forma de un
sensor CCD, se encuentra una disposición de rendijas de diafragma
montada de forma oscilante que prevé, respectivamente, una rendija
de diafragma para el rayo de observación y una rendija de diafragma
para el rayo de iluminación y que oscilando en sincronismo,
interrumpe o libera las trayectorias de los rayos correspondientes.
La disposición de rendijas de diafragma montada de forma oscilante
sirve para una iluminación y reproducción del fondo de ojo libres
de reflejos y de fuerte contraste. Para poder realizar diferentes
procedimientos de examen en el fondo de ojo, el llamado
fondus, es necesario utilizar rendijas de diafragma de
diferentes anchuras. A este fin, la disposición de diafragma
presenta al menos dos pares de rendijas de diafragma que disponen
cada una de anchuras de rendija de diafragma de diferentes
dimensiones. Mediante un dimensionamiento correspondiente de las
anchuras de rendija de diafragma y mediante su comportamiento de
oscilación con respecto a las trayectorias de los rayos de
iluminación y de observación es posible adaptar individualmente la
situación de iluminación al respectivo problema de medida planteado
en el fondo de ojo y también optimizarla.
Así, para exámenes angiográficos en el fondo de
ojo se requiere una mayor cantidad de luz que en el caso de
formaciones convencionales de imagen de fondo de ojo. Para realizar,
por ejemplo, una angiografía de fluorescencia se han previsto
anchas rendijas de diafragma que se mueven de forma oscilante con
una pequeña amplitud de oscilación a través de la trayectoria de los
rayos de oscilación y de iluminación. Por el contrario, si se
realizan exámenes en el fondo de ojo, se requiere una intensidad de
iluminación bastante menor que se obtiene mediante el empleo de un
par de rendijas de diafragma con menor anchura de hendidura. Para
más detalles sobre esto, se remite al lector a uno de los ejemplos
de ejecución siguientes.
Otra posibilidad de tratamiento del fondo de ojo
concierne a la degeneración macular condicionada por la edad, la
cual puede ser examinada y sometida a terapia de manera muy precisa
con ayuda del dispositivo según la invención. Para la localización
de puntos defectuosos en la retina del ojo se realiza una
angiografía de fluorescencia, especialmente una angiografía con
verde de indocianina, en la que el colorante que se deposita en la
retina es excitado ópticamente con ayuda de un láser de infrarrojos
adecuado. Este rayo láser de IR puede ser introducido, a través de
una óptica conductora de luz adecuada y un divisor del rayo o un
espejo basculante en la trayectoria del rayo de iluminación del
oftalmoscopio, sin que resulte perjudicada la restante estructura
óptica del oftalmoscopio. Preferiblemente, un espejo basculante de
esta clase se encuentra entre la óptica colimadora y el dispositivo
de iluminación, que está configurado típicamente como una lámpara
de halógeno regulable. Según el caso de aplicación, se puede
acoplar de esta manera discrecionalmente luz halógena o luz de IR a
lo largo de la trayectoria del rayo de iluminación. Asimismo, en la
trayectoria del rayo de iluminación, preferiblemente a lo largo del
segmento del rayo dentro del cual se ha reproducido el plano de
imagen intermedia en el infinito, se puede hacer bascular un filtro
de bloqueo óptico para que, según el modo de radiación, se pueda
formar sobre la unidad de observación la imagen del fondo de ojo
iluminado por la lámpara halógena o la luz de fluorescencia que
sale del fondo de ojo. Una vez efectuada la detección en el espacio
de los puntos a tratar sobre la retina es posible, además,
reproducir sobre el fondo de ojo, preferiblemente en los vasos
alimentadores, la imagen del rayo de un láser de terapia para la
coagulación deliberada de tamaños de mancha muy pequeños. Sirven
para esto diferentes máscaras que pueden introducirse en el plano
de imagen intermedio y que están montadas de forma desplazable
junto con la unidad óptica para que, en caso de que exista visión
deficiente del ojo, la imagen de la máscara introducida en el plano
de imagen intermedio sea reproducida nítidamente sobre el fondo del
ojo que se ha de tratar. Asimismo, se pueden introducir proyectores
de transiluminación, filtros o máscaras de rayas adecuados dentro
del plano de imagen intermedio para marcar exactamente areales
definidos previamente determinados del fondo de ojo.
Para mantener el oftalmoscopio según la invención
lo más pequeño y compacto posible en su tamaño de construcción, lo
más conveniente es la posibilidad del acoplamiento de rayos láser
externos en la zona de la trayectoria paralela de los rayos. Por
medio de interfaces adecuadas se pueden emplear adaptadores de
láser externos en forma desmontable o bien, a modo de empuñadura en
caso de su empleo como aparato de mano. Tales adaptadores de láser
se pueden cambiar preferiblemente con rapidez y sencillez a través
de dispositivos de brida adecuados.
El oftalmoscopio configurado según la invención
permite también la observación estereoscópica del fondo de ojo
mediante la previsión de dos trayectorias de rayo de observación
separadas en el espacio, en las cuales están combinadas con dos
dispositivos de observación separados o bien, separadas una de otra
en el tiempo a través de una medida óptica correspondiente dentro
de las respectivas trayectorias de los rayos de observación, se
pueden reproducir en sucesión periódica como secuencia de imágenes
individuales sobre un único dispositivo de observación.
Otras propiedades ventajosas pueden deducirse de
las partes siguientes de la descripción con referencia a los
ejemplos de ejecución.
Se describe seguidamente la invención a modo de
ejemplo y sin limitación de la idea general de la misma ayudándose
de ejemplos de ejecución y haciendo referencia a los dibujos.
Muestran:
La Figura 1, una representación esquemática de
las trayectorias de los rayos de un oftalmoscopio de vídeo
indirecto según la invención con sensor CCD recambiable,
La Figura 2, un sistema óptico de una trayectoria
de rayo parcial con grupo constructivo óptico intercambiable en el
plano de imagen intermedio de la lente de oftalmoscopia,
La Figura 3a, una representación esquemática de
una reflexión especular de un láser de terapia,
La Figura 3b, una representación esquemática en
sección transversal de la reflexión especular del láser de terapia
con trayectorias de los rayos de iluminación y de observación,
La Figura 4, una representación de una reflexión
especular de un láser antes de la lente de oftalmoscopia,
La Figura 5, una representación de una reflexión
especular de un láser de la lente de oftalmoscopia,
La Figura 6, una disposición de rendijas de
diafragma montada de forma oscilante,
Las Figuras 7a, b, una representación de las
rendijas de diafragma oscilantes,
Las Figuras 8a-c,
representaciones de una estructura óptica de un
estereooftalmoscopio,
La Figura 9, una representación para realizar una
medición de la pupila,
Las Figuras 10a-c, una
representación para realizar una angiografía ICG en el fondo de ojo
y
Las Figuras 11a, b, la introducción de un filtro
protector en la trayectoria del rayo de iluminación.
En la Figura 1 se ha representado la estructura
básica óptica de un oftalmoscopio construido según la
invención.
Partiendo de un dispositivo de iluminación 1, que
prevé como fuente de luz una lámpara halógena, sigue una óptica de
formación de imagen A_{Bl} constituida por varios componentes
ópticos, la cual está asociada al rayo de iluminación Bl. La óptica
de formación de imagen A_{Bl} está constituida en particular por
una óptica condensadora 2 que reproduce la luz de la lámpara
halógena 1 en una superficie homogéneamente iluminada del plano de
formación de imagen A, en el que está prevista una disposición de
rendijas de diafragma 3 que está montada de forma oscilante con
respecto al rayo de iluminación Bl y sobre la cual se entrará en
detalle más adelante. A continuación de la disposición de rendijas
de diafragma 3 está prevista en la dirección del rayo una unidad
óptica 4 en forma de un objetivo de varias lentes que transforma el
rayo de iluminación Bl en un rayo paralelo. A través de una unidad
óptica 6, que presenta al menos un acromato, se enfoca el haz de
rayos de iluminación paralelos en un plano de imagen intermedio B,
desde el cual se reproduce el rayo de iluminación sobre el fondo de
ojo 9' de un paciente a través de una unidad de formación de imagen
óptica 7 que está configurada preferiblemente como una lente de
oftalmoscopia.
En el fondo de ojo 9' se refleja la luz
proveniente de los rayos de iluminación Bl y esta luz es enfocada
de nuevo en la dirección contraria a la trayectoria de los rayos de
iluminación, a través de la unidad de formación de imagen óptica 7,
en el plano de imagen intermedio, por el cual la luz es reproducida
de la manera siguiente sobre un dispositivo de observación 8 en
forma de un sensor CCD a través de la óptica de formación de imagen
A_{Bo} constituida por varios componentes ópticos, la cual está
asociada a la trayectoria del rayo de observación Bo del
oftalmoscopio.
Partiendo del plano de formación de imagen B, en
el que se enfoca el rayo de observación Bo proveniente del fondo de
ojo 9', el rayo de observación Bo llega a la unidad óptica 6, que
sirve al mismo tiempo también como medio de formación de imagen
para el rayo de iluminación Bl y que transforma el rayo de
observación Bo en un haz de rayos paralelos. Por tanto, la unidad
óptica 6 sirve para reproducir la imagen del plano de imagen
intermedio B en el infinito. Siguiendo en la trayectoria del rayo
de observación está prevista una unidad óptica 4' que está
configurada como objetivo de varias lentes y que sirve para la
reproducción directa del rayo de observación Bo en el plano de
formación de imagen A', en el que se encuentra la superficie
detectora fotosensible del dispositivo de observación 8. En la
trayectoria del rayo de observación Bo entre la unidad óptica 4' y
el dispositivo de observación 8 está prevista también una rendija
de la disposición de rendijas de diafragma 3' que, al igual que la
rendija de diafragma de la trayectoria del rayo de iluminación, está
dispuesta de forma oscilante. La disposición de rendijas 3, 3' está
construida preferiblemente, como se expone con detalle más
adelante, en forma de un par de rendijas de diafragma que oscila
con sincronismo en el tiempo dentro de las trayectorias de los
rayos de iluminación y de observación.
En combinación con las unidades ópticas 4, 4'
está prevista una disposición de filtro 5 que puede introducirse de
forma extraíble en las respectivas trayectorias de los rayos de
observación y de iluminación. La distancia lateral entre las
trayectorias de los rayos de iluminación y de observación se ha
elegido muy pequeña, especialmente en la zona del segmento de rayo
en la que se reproduce el plano de imagen intermedio B en el
infinito y, por tanto, las respectivas trayectorias de los rayos
presentan haces de rayos paralelos para, por un lado, configurar la
estructura óptica en forma lo más pequeña y compacta posible y, por
otro lado, materializar la reproducción de ambas trayectorias de
rayos con ayuda de solamente una única unidad óptica 6 configurada
como una lente sobrepuesta. De esta manera, es posible que pueda
compensarse una eventual visión deficiente del ojo del paciente a
tratar mediante un desplazamiento axial de la unidad óptica 6 con
respecto al eje óptico común A de las trayectorias de los rayos de
iluminación y de observación. Típicamente, es posible elegir el
intervalo de desplazamiento de la unidad óptica 6 a ambos lados de
una posición normal de tal manera que se puedan compensar visiones
deficientes de \pm 15 dpt. Con ayuda de una escala de diotrías no
representada en la Figura 1, la cual puede introducirse, por
ejemplo, dentro del plano de formación de imagen B, se puede
realizar un preajuste definido de la visión deficiente del ojo.
Dado que la unidad de formación de imagen óptica
7 configurada como lente de oftalmoscopia es atravesada, al igual
que la unidad óptica 6, tanto por la trayectoria del rayo de
iluminación como por la trayectoria del rayo de observación, se
tiene que, a consecuencia de la conducción simétrica de los rayos,
el plano de formación de imagen de observación A', en el que se
encuentra la superficie detectora fotosensible, por ejemplo un
sensor CCD, del dispositivo de observación 8, y también el plano de
formación de imagen de iluminación A, que aparece como una
superficie homogéneamente iluminada, son reproducidos conjuntamente
y hechos coincidir sobre el fondo 9' del ojo 9 a examinar.
Para lograr una observación del fondo de ojo
exenta de deslumbramiento y de reflexiones con ayuda del
oftalmoscopio representado en la Figura 1, las rendijas de diafragma
introducidas en las respectivas trayectorias de los rayos de
iluminación y de observación son movidas de manera oscilante en
sincronismo una respecto de otra y con relación a las trayectorias
de los rayos de iluminación y de observación. De este modo, las
trayectorias de los rayos de iluminación y de observación
experimentan interrupciones síncronas en el tiempo, con lo que
resultan posibles fotografías instantáneas individuales de corta
duración del fondo de ojo iluminado. Sin embargo, cada fotografía
instantánea individual abarca solamente una zona parcial del fondo
de ojo, cuya posición y tamaño dependen de las respectivas anchuras
de rendija de diafragma, que se eligen siempre idénticas para ambas
rendijas de diafragma en las trayectorias de los rayos de
observación y de iluminación, así como de la respectiva posición
actual de las rendijas con respecto a las trayectorias de los rayos
de iluminación y de observación.
En principio, se pueden cambiar y ajustar entre
sí todos los componentes del oftalmoscopio representado en la
Figura 1 según sean las condiciones deseadas de fotografiado del
fondo de ojo. En particular, es posible que la unidad de formación
de imagen óptica 7 configurada como lente de oftalmoscopia sea
cambiada junto con la unidad óptica 6 para obtener un ángulo de
campo de imagen deseado en el fondo de ojo. El dispositivo de
observación 8 puede cambiarse también por dispositivos de
observación alternativos a través de una estructura de bridas
fácilmente soltables correspondientes. Así, por ejemplo, cámaras de
color pueden cambiarse fácilmente por cámaras en blanco y negro
altamente sensibles, por ejemplo para la realización de tomas
angiográficas por fluorescencia. En este contexto, es ventajoso
también seleccionar y adaptar la disposición de diafragma 3, 3' en
función de la cámara empleada, especialmente del tamaño de la
superficie de la unidad detectora fotosensible. Así, por ejemplo,
en la realización de la angiografía por fluorescencia se requieren
menores anchuras de rendija que en el caso de exámenes
convencionales en el fondo de ojo.
En la Figura 2 se ha representado una trayectoria
de rayos parciales del oftalmoscopio, constituido por la unidad de
formación de imagen óptica 7 configurada como lente de
oftalmoscopia, un grupo constructivo óptico 10 insertable o
recambiable a voluntad dentro del plano de imagen intermedio B y una
unidad óptica axialmente desplazable 6 a través de la cual pasan
tanto la trayectoria del rayo de iluminación (Bl) como la
trayectoria del rayo de observación (Bo). El grupo constructivo
recambiable 10 consiste, por ejemplo, en una placa de vidrio
estacionaria sin marcaciones, una placa de vidrio recambiable con
marcaciones o escalas aplicadas, un grupo constructivo de filtro,
una máscara recambiable, por ejemplo para determinados sectores de
radiación delimitados en la retina, un proyector de diapositivas al
trasluz, que sirve también para preseleccionar superficies
determinadas a irradiar en el fondo de ojo o una escala de
diotrías. Preferiblemente, el grupo constructivo óptico 10 está
acoplado mecánicamente con la unidad óptica 6 de tal manera que
está montado de forma desplazable junto con ésta a lo largo de la
dirección axial para ajustar la visión deficiente del ojo que se ha
de examinar.
En la Figura 3a se muestra una representación
esquemática de una trayectoria de rayo parcial del oftalmoscopio
construido según la invención con desviación especular de un láser
de terapia. Para ampliar el campo de aplicación del oftalmoscopio
de vídeo indirecto se hace posible un acoplamiento de un láser de
terapia 12 a través de una óptica de desviación adicional, por
ejemplo en forma de un espejo 11. De manera ventajosa, el elemento
de acoplamiento 11 configurado como un espejo se encuentra en la
dirección de la trayectoria del rayo de iluminación Bl delante de
la unidad óptica 6, es decir, en la zona en la que la trayectoria
del rayo de iluminación y la trayectoria del rayo de observación
representan haces de rayos paralelos. De esta manera, el punto focal
del láser de terapia generado por la unidad óptica 6 llega siempre
al plano de imagen intermedio B con independencia de la posición
axial actual de la unidad óptica 6. El tamaño de la mancha del
láser que se reproduce sobre el fondo de ojo puede adaptarse por sí
mismo a través de una óptica de enfoque correspondiente que viene
dada por las propiedades de formación de imagen de la unidad de
formación de imagen óptica 7 y por las condiciones de formación de
imagen del ojo.
Para variar la posición en el espacio de la
mancha del láser reproducida en el fondo de ojo, el espejo de
desviación 11 está montado de manera que puede bascular
preferiblemente en las direcciones X e Y en forma de un espejo de
exploración.
Por motivos de una mejor manejabilidad del
oftalmoscopio, el láser de terapia 12 puede construirse como unidad
adaptadora de tal manera que dicho láser de terapia pueda
instalarse a través de una interfaz de cierre rápido adecuada
prevista en la carcasa del oftalmoscopio. En esta interfaz puede
estar montada, por ejemplo, una empuñadura que puede ser cambiada
por el adaptador del láser de terapia.
En la Figura 3b se ha representado una vista en
sección a través de las distintas trayectorias de los rayos, en la
zona del plano de formación de imagen reproducido en el infinito. En
esta vista se pone de manifiesto la división de las distintas
trayectorias de los rayos, es decir, la trayectoria del rayo de
iluminación (Bl), la trayectoria del rayo de observación (Bo) y la
trayectoria del rayo del láser de terapia (L). Las distintas
trayectorias de los rayos se reproducen conjuntamente sobre el
fondo de ojo a través de la unidad óptica 6, el plano de imagen
intermedio B y la unidad de formación de imagen óptica 7.
En la Figura 4 se ha representado un ejemplo de
ejecución de una zona parcial del oftalmoscopio en la que se efectúa
el acoplamiento del láser de terapia entre el plano de imagen
intermedio B y la unidad óptica 6. Con una variación
correspondiente de la unidad óptica 6 por motivos de adaptación a la
visión deficiente del ojo 9 a tratar se puede procurar que también
se corrija adecuadamente el punto focal del rayo del láser de
terapia. Esto se efectúa en el ejemplo de ejecución representado en
la Figura 4 con ayuda de una lente de enfoque F.
Finalmente, en la Figura 5 se ha representado la
situación del acoplamiento óptico de un rayo láser de terapia L en
la que el rayo láser de terapia L se acopla con ayuda de un
elemento de desviación 11 configurado como un espejo de desviación
exclusivamente a lo largo de la trayectoria del rayo de observación
Bo en la zona en la que se ha reproducido el plano de imagen
intermedio B en el infinito. Para impedir que el rayo láser de
terapia L llegue a la superficie fotosensible de la unidad de
observación 8, el espejo de desviación 11 está construido en forma
selectiva de longitudes de onda, es decir que no es permeable para
la longitud de onda del láser de terapia, o bien un filtro
protector adicional 13 está introducido de manera correspondiente en
la trayectoria del rayo de observación Bo.
De la misma manera, es posible también que,
permaneciendo fijo el filtro protector 13, el acoplamiento del rayo
láser de terapia se realice a través de un elemento de desviación
11 introducido en la trayectoria del rayo de iluminación Bl.
En Figura 6 se ha ilustrado una representación
esquematizada de la disposición de rendijas de diafragma 3, 3'
montada en forma oscilante. La disposición de rendijas de diafragma
está hecha sustancialmente de un material impermeable a la luz, por
ejemplo un material 14 de chapa plana, que presenta dos pares de
rendijas de diafragma 15, 16 que prevén respectivas anchuras de
rendija de diafragma idénticas una a otra. El par de rendijas de
diafragma 15 presenta menores anchuras de rendija de diafragma en
comparación con el par de rendijas de diafragma 16. La disposición
de rendijas de diafragma 14 está dispuesta con respecto a las
trayectorias de los rayos de iluminación y de observación de tal
manera que en el ejemplo de ejecución mostrado según la Figura 6 la
rendija de diafragma inferior 3' del par de rendijas de diafragma
15 oscila con respecto a la trayectoria del rayo de observación Bo,
mientras que la rendija de diafragma superior 3 del par de rendijas
de diafragma 15 oscila con sincronismo en el tiempo con respecto a
la trayectoria del rayo de iluminación Bl. El proceso de oscilación
de la disposición de rendijas de diafragma 14, que en el ejemplo de
ejecución mostrado se desarrolla verticalmente de arriba abajo, y
viceversa, se materializa por medio de una suspensión elástica
adecuada 17 que es desviada de manera oscilante a través de un
mecanismo de inducción adecuado 18. Además, la disposición de
rendijas de diafragma 14 está montada de manera horizontalmente
desplazable, con lo que el par de diafragmas 16 puede posicionarse
en la respectiva trayectoria de entre las trayectorias de los rayos
de iluminación y de observación mediante un desplazamiento lateral
correspondiente de la disposición de rendijas de diafragma.
Es de especial importancia el movimiento de
oscilación vertical comentado con respecto a la Figura 6 para la
respectiva técnica de examen empleada con la cual se analiza el
fondo de ojo. Si, por ejemplo, se tiene que realizar en el fondo de
ojo a examinar una angiografía de fluorescencia, por ejemplo una
angiografía con verde de indocianina, se tiene que depositar una
gran intensidad de luz sobre el fondo de ojo para inducir la
fluorescencia. En los oftalmoscopios convencionales se utilizan
para ello tubos de destellos de xenón de fuerte intensidad luminosa
con generadores de destellos rápidos o láseres de iluminación de
gran potencia, los cuales requieren un gran coste técnico y
financiero. En contraste con esto, con el oftalmoscopio según la
invención es posible utilizar lámparas halógenas usuales
suficientes para obtener tomas fotográficas del fondo de ojo y
regulables en su luminosidad, utilizándose para inducir la
fluorescencia una disposición de diafragmas cuyas rendijas son
muchísimo más grandes que las dimensiones típicas de las rendijas de
diafragma que son adecuadas para tomas fotográficas del fondo de
ojo. Así, se utiliza de manera especialmente ventajosa para la
angiografía de fluorescencia en las trayectorias de los rayos de
observación y de iluminación un par de rendijas de diafragma cuyas
rendijas de diafragma individuales presentan una anchura que
asciende preferiblemente a la mitad de la extensión de la superficie
fotosensible del dispositivo de observación a lo largo de la cual
se mueve de forma oscilante la rendija de diafragma. Esto se
desprende en particular de la Figura 7a, en la que se ha supuesto
que la superficie fotosensible 19 del sensor CCD está configurada
en forma rectangular y a lo largo de ella se mueve de forma
oscilante la rendija de diafragma 20 según la representación de la
flecha. El movimiento oscilante de la rendija de diafragma 20 con
respecto a la superficie fotosensible 19 se efectúa de tal manera
que toda la anchura de rendija de diafragma permanece siempre
dentro de la superficie fotosensible 19, es decir que el punto de
inversión para el movimiento oscilante de la rendija de diafragma
se ha elegido exactamente de modo que la anchura de la rendija de
diafragma se encuentre siempre dentro de la superficie fotosensible
19. De esta manera, se asegura que toda la luz del dispositivo de
iluminación que es reflejada por el fondo de ojo incida en la
superficie fotosensible 19 del dispositivo de observación. Por
tanto, se proporciona un aprovechamiento óptimo de la luz, con lo
que se puede evitar la utilización de costosas fuentes de luz de
gran intensidad luminosa.
En el caso contrario de observación del fondo de
ojo, el par de rendijas de diafragma 15 representado en la Figura 6
es introducido en las trayectorias de los rayos de observación y de
iluminación, moviéndose de forma oscilante según la Figura 7b la
rendija de diafragma muy estrecha 20 con respecto a la superficie
fotosensible 19 de tal manera que el punto de inversión de la
rendija de diafragma 20 está situado siempre fuera de la superficie
fotosensible 19.
Con ayuda de la disposición de diafragmas
anteriormente expuesta es posible realizar con ayuda de un único
oftalmoscopio explorador de vídeo exámenes en el fondo de ojo y
tomas fotográficas de angiografía por fluorescencia. De este modo,
se inauguran posibilidades y vías completamente nuevas para el
examen del ojo en el fondo del mismo.
Asimismo, el oftalmoscopio de exploración
configurado según la invención ofrece la posibilidad de una
observación estereoscópica del fondo del ojo para un diagnóstico con
resolución espacial. Así, para el diagnóstico de fondo de ojo es
frecuentemente útil obtener imágenes estereoscópicas, es decir,
tridimensionales, del fondo de ojo.
A este fin, el ejemplo de ejecución según la
Figura 8a, que muestra únicamente la representación parcial de las
trayectorias de los rayos del oftalmoscopio, prevé dos trayectorias
de rayos de observación paralelas con las ópticas de formación de
imagen correspondientes A_{Bo} y A_{Bo'} con respectivos
dispositivos de observación separados 8 y 8'. Por el contrario, en
la Figura 8b se muestra una representación en sección transversal a
través de la unidad óptica 6, en la que están representadas todas
las trayectorias de los rayos del oftalmoscopio para la toma de
imágenes estereográficas. Así, se ha supuesto que en la mitad
superior de la unidad óptica 6 están previstas las posiciones del
rayo de iluminación Bl y, por ejemplo, de un rayo láser de terapia
adicionalmente acoplado L, mientras que en la mitad inferior están
previstas las dos trayectorias de rayo de observación separadas
A_{Bo} y A_{Bo'} según la Figura 8a.
De la misma manera, es posible obtener una
impresión de visión estereoscópica con solamente un único
dispositivo de observación, ya que, según la Figura 8c, las dos
trayectorias de rayo de observación Bo y Bo' previstas separadas una
de otra son desviadas hacia la unidad de observación 8 a través de
un espejo de desviación 21 y un espejo divisor 22, respectivamente.
Un diafragma de obturador 23 proporciona un cambio repetitivo de
imágenes entre ambas trayectorias de rayo de observación en el
dispositivo de observación 8, en el que las imágenes individuales
provenientes sucesivamente de ambas trayectorias de rayo de
observación separadas Bo, Bo' son puestas de manera adecuada en
superposición para la presentación de imágenes tridimensionales.
Mediante este modo de observación estereoscópico se puede mejorar
considerablemente la terapia y la representación del diagnóstico en
el fondo de ojo, pero especialmente también en el ojo medio
delantero, en comparación con técnicas conocidas hasta ahora.
Para el examen del glaucoma (catarata verde) en
el lomo es necesario un análisis exacto, especialmente la medición
del nudo del nervio óptico, la llamada papila. En este caso, se
compara la papila con imágenes de referencia normales, con lo que
se documentan y evalúan variaciones en la papila. Para obtener en lo
posible una representación topográfica exacta de la papila es
necesaria una evaluación de imágenes individuales estereoscópicas.
En este caso, para la toma estereofotográfica se hace bascular el
oftalmoscopio en un plano horizontal con respecto al ojo a examinar
en un ángulo definido, preferiblemente 30º. Para que el paciente
mantenga una dirección de visión fijamente especificada durante
ambas situaciones de toma fotográfica, el oftalmoscopio está
equipado con una unidad marcadora óptica 24 que, independientemente
de la posición basculada del oftalmoscopio, define una dirección de
visión fija invariable para el paciente. En la Figura 9 está
representada esquemáticamente una situación de examen
correspondiente.
Se supone que el plano del dibujo según la Figura
9 representa un plano horizontal en el que el ojo a examinar se
muestra en una representación en vista en planta. El oftalmoscopio O
se encuentra a una distancia definida del ojo 9 y es basculable con
respecto a un eje medio AM en una respectiva magnitud angular
fijamente definida, preferiblemente \beta = 30º. En las
respectivas posiciones de toma fotográfica indicadas del
oftalmoscopio O se confeccionan tomas fotográficas del fondo de
ojo, especialmente para la toma fotográfica de la papila, las
cuales se ensamblan más adelante para la evaluación de las imágenes
estereográficas. Para garantizar que el ojo 9 del paciente conserva
durante ambas situaciones de toma fotográfica una dirección de
visión inalterada a lo largo del eje medio AM se ha previsto un
dispositivo de marcación 24 en posición estacionaria en el
oftalmoscopio o en la zona del oftalmoscopio, el cual, según la
posición de toma fotográfica, indica la dirección de visión
fijamente especificada para el paciente.
En combinación con la evaluación de imágenes
estereoscópica de la papila anteriormente descrita para el examen
del glaucoma es necesario, además, analizar la papila mediante una
captación de la profundidad con técnicas de medida, con lo que puede
determinarse exactamente la medida en volumen de la oquedad de la
papila para, en último término, obtener un indicio del progreso del
glaucoma o de la catarata.
Se propone para esto que todo el oftalmoscopio o
de preferencia exclusivamente la unidad óptica 6 del oftalmoscopio
sea desplazado con resolución de lugar a lo largo de la dirección
de visión para obtener de esta manera imágenes individuales de
profundidades diferentes a la manera de tomas fotográficas de
secciones individuales. La activación de la variación de posición de
la unidad óptica 6 o de todo el oftalmoscopio se efectúa
preferiblemente con ayuda de un motor de pasos que realiza el
desplazamiento de la posición en pasos individuales definidamente
prefijados. Las imágenes individuales tomadas de planos de
profundidad individuales se sincronizan con la toma de imágenes
individuales de vídeo y se ensamblan por medio de un software de
evaluación de imágenes adecuado para obtener una imagen topográfica
tridimensional individual de la papila.
El oftalmoscopio según la invención ofrece
también una combinación ventajosa de medidas de diagnóstico y de
terapia que pueden utilizarse para un tratamiento satisfactorio de
la degeneración macular condicionada por la edad (AMD).
En este tipo se produce un trastorno de barrera
entre la retina y las capas de pigmentos y vasos situadas debajo.
Una cicatriz neovascular que contiene vasos crece hacia dentro del
centro de la retina y conduce a una destrucción progresiva de la
capa de células sensoriales fotorreceptoras que, en el peor de los
casos, pueden conducir a una ceguera completa.
Para el diagnóstico de tales neovascularizaciones
se realiza una angiografía de fluorescencia (FAG) o una angiografía
con verde de indocianina (ICG) que hacen visible los areales o
vasos enfermos del fondo de ojo con ayuda del colorante. Para la
excitación del colorante se requiere una fuente de luz intensa, por
ejemplo en el dominio espectral azul (FAG) o en el dominio espectral
de infrarrojos (ICG), que sea capaz de excitar ópticamente al
colorante de fluorescencia. Según un ejemplo de ejecución preferido
del oftalmoscopio, cuya estructura esquematizada se ha representado
en la Figura 10a y que dispone sustancialmente de los componentes ya
representados en la Figura 1, sobre los cuales no se entrará en más
detalles, se ha previsto entre el dispositivo de iluminación 1 y la
óptica condensadora 2 un divisor de rayo 22 que acopla la luz de un
láser emisor L, por ejemplo con una longitud de onda de 480 nm o 780
nm, con la trayectoria del rayo de observación. Como alternativa,
es posible según la Figura 10b acoplar el rayo láser con la
trayectoria del rayo de observación a través de un espejo de
desviación basculable 21. Esta última variante hace posible una
iluminación cambiante del fondo de ojo con luz láser o con luz de la
fuente de luz 1.
En el curso del diagnóstico precedente se
obtienen con ayuda de las tomas angiográficas informaciones exactas
sobre la situación y tamaño espaciales de las neovascularizaciones.
Estas tomas fotográficas sirven, además, por superposición con una
observación subsiguiente del fondo de ojo, en la que, utilizando la
técnica del seguimiento del ojo, se hacen coincidir tomas
fotográficas FAG o ICG adecuadas con la imagen del fondo de ojo,
para una identificación exacta de zonas defectuosas de la retina
que deban someterse a terapia y que se pueden tratar con una
disposición de oftalmoscopio ampliada según la Figura 10c.
En la Figura 10c se ha representado una parte de
la óptica del oftalmoscopio, en cuya trayectoria de rayo en la que
el plano de formación de imagen B se ha reproducido en infinito,
está introducido un espejo basculante 11. A través del espejo
basculante 11 se pueden incorporar dos sistemas de láser separados
L1, L2 en la trayectoria de los rayos del oftalmoscopio, con los
cuales es posible una terapia directa de la degeneración macular
diagnosticada condicionada por la edad.
Así, a través de los espejos de desviación 11',
11'' y 11 se acopla la luz de un láser de terapia L1 de una
longitud de onda de 810 nm con la trayectoria del rayo que se
enfoca con un tamaño de mancha de 50 ó 100 \mum de diámetro sobre
el fondo de ojo. Con ayuda de una mancha luminosa de esta clase es
posible coagular zonas sumamente pequeñas de la retina, tal como
especialmente zonas en las que discurren los llamados "vasos
alimentadores" que pueden considerarse como causa de la
formación de AMD. Para la localización exacta de estas zonas sirven
las tomas fotográficas FAG o ICG tomadas en el campo anterior, las
cuales se ponen en coincidencia conforme con el fondo de ojo actual
ayudándose de puntos de coincidencia característicos. Para alinear
el rayo láser se pueden utilizar dispositivos de enfoque adecuados
o bien se introducen máscaras adecuadamente diseñadas en la
trayectoria del rayo láser, por ejemplo en el plano de imagen
intermedio B.
Para el acoplamiento óptico del rayo del láser L1
con la trayectoria del rayo del oftalmoscopio sirve una unidad de
lentes 6' que, aparte de los espejos mencionados 11, 11', 11'',
transforma el rayo láser divergente en un rayo paralelo.
Un segundo láser L2 sirve para generar radiación
láser con una longitud de onda de 690 nm, que es adecuada para una
radiación de gran superficie, por ejemplo con un tamaño de mancha
de 400 \mum a 6.000 \mum, del fondo de ojo 9'. En la
trayectoria del rayo del láser L2 está prevista una unidad de
formación de imagen 26 que presenta un plano focal y en el que se
pueden introducir, por ejemplo, máscaras ópticas 25 para una
formación de mancha deliberada. También pueden insertarse
diafragmas de iris o pantallas de visualización en este plano y,
según deseos adecuados de formación de imagen. Una unidad de lente
6'' transforma nuevamente el rayo láser divergente en un rayo
paralelo para su ulterior acoplamiento.
En la realización de un tratamiento de esta clase
para combatir la diabetes empleando un filtro de interferencia de
paso largo, preferiblemente un filtro RG-6, que
dispone de una baja transmisión constante en el dominio visible,
pero que deja pasar completamente la porción de IR de la luz de la
lámpara halógena. El filtro ha de preverse preferiblemente en la
trayectoria del rayo de iluminación delante de la unidad óptica 6,
con lo que se puede aminorar decisivamente la intranquilidad de ojo
del paciente que resulta de la carga de luz variable. Previendo un
filtro de esta clase es posible reducir la porción de luz visible
durante la terapia con láser, si bien se pueden aprovechar
plenamente la porción de IR del láser de terapia y su representación
sobre la unidad de observación. En la Figura 11a puede apreciarse
una representación esquematizada de una parte de la trayectoria de
rayo correspondiente. En la Figura 11b puede apreciarse un diagrama
de transmisión preferido del filtro 13 utilizado en la trayectoria
del rayo de iluminación.
| 1 | \begin{minipage}[t]{55mm} Fuente de luz puntual como lámpara de halógeno o de xenón\end{minipage} |
| 2 | \begin{minipage}[t]{55mm} Condensador sistema óptico de dos lentes\end{minipage} |
| 3 | Diafragma de iluminación |
| 3' | Diafragma de observación |
| 4 | Optica de iluminación |
| 4' | Optica de observación |
| 5 | Disposición de filtro |
| 6 | Lente sobrepuesta |
| 7 | Lente de oftalmoscopia |
| 8 | \begin{minipage}[t]{55mm} Sensor CCD desplazable (cámara color-blanco y negro)\end{minipage} |
| 9 | Ojo |
| 10 | Grupo constructivo intercambiable |
| 11 | Espejo de desviación, espejo divisor |
| 12 | Adaptador de láser de terapia |
| 13 | Filtro protector |
| 14 | Disposición de diafragmas |
| 15 | \begin{minipage}[t]{53mm} Par de rendijas de diafragma con pequeña anchura de rendija de diafragma\end{minipage} |
| 16 | \begin{minipage}[t]{53mm} Par de rendijas de diafragma con gran anchura de rendija de diafragma\end{minipage} |
| 17 | Sistema de muelle |
| 18 | Mecanismo de inducción |
| 19 | \begin{minipage}[t]{53mm} Superficie fotosensible del dispositivo de observación\end{minipage} |
| 20 | Rendija de diafragma |
| 21, 22 | \begin{minipage}[t]{53mm} Elementos de desviación, espejos de desviación, divisores de rayos\end{minipage} |
| 23 | Diafragma de obturador |
| 24 | Dispositivo de marcación |
| 25 | Diafragma de iris, pantalla, máscara |
| 26 | Unidad de formación de imagen |
| A | \begin{minipage}[t]{53mm} Plano de formación de imagen de iluminación\end{minipage} |
| A' | \begin{minipage}[t]{53mm} Plano de formación de imagen de observación\end{minipage} |
| AM | Eje medio |
| B | \begin{minipage}[t]{53mm} Plano de imagen intermedio lente de oftalmoscopia\end{minipage} |
| F | Lente de enfoque |
| L1 | Láser de terapia |
| L2 | Láser de terapia |
Claims (38)
1. Oftalmoscopio para examinar el fondo de ojo
(9') de un paciente (9) con
- al menos un dispositivo de iluminación (1) que
genera al menos un rayo de iluminación, así como una óptica de
formación de imagen (A_{Bl}) que puede asociarse al dispositivo de
iluminación (1) y que reproduce el rayo de iluminación sobre el
fondo de ojo (9') del paciente (9) a través de un plano de imagen
intermedio (B),
- al menos un dispositivo de observación (8), así
como una óptica de formación de imagen (A_{Bo}) que puede
asociarse al dispositivo de observación (8) y que reproduce en el
dispositivo de observación (8), a través del plano de imagen
intermedio (B) un rayo de observación generado por reflexión del
rayo de iluminación en el fondo de ojo (9'), y
- una disposición de rendijas de diafragma (3,
3') introducidas en los rayos de iluminación y de observación y
dotadas de al menos sendas rendijas de diafragma que pueden
introducirse en los rayos de iluminación y de observación y que
están montadas de forma oscilante en sincronismo con relación a los
rayos de iluminación y de observación,
caracterizado porque el plano de imagen
intermedio (B) puede reproducirse en el infinito a través de al
menos una unidad óptica (6),
porque el plano de imagen intermedio (B)
reproducido en el infinito puede reproducirse en un plano de
formación de imagen (A') del rayo de observación en el que está
previsto el dispositivo de observación (8), y
porque la unidad óptica (6) está dispuesta en la
trayectoria del rayo de observación detrás del plano de imagen
intermedio (B) y es atravesado por el rayo de iluminación y por el
rayo de observación.
2. Oftalmoscopio según la reivindicación 1,
caracterizado porque la disposición de rendijas de diafragma
(3, 3') está prevista inmediatamente delante del plano de formación
de imagen (A, A') en la dirección del rayo de observación.
3. Oftalmoscopio según la reivindicación 1 ó 2,
caracterizado porque el dispositivo de observación (8) es un
sensor CCD.
4. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque el rayo de
iluminación atraviesa la disposición de rendijas de diafragma (3,
3') paralelamente al rayo de observación.
5. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque en la
trayectoria a lo largo de los rayos de iluminación y de observación
está prevista entre el paciente 9 y el plano de imagen intermedio
(B) una unidad de formación de imagen óptica (7) que reproduce la
imagen del fondo de ojo en el plano de imagen intermedio (B) y el
rayo de iluminación sobre el fondo de ojo.
6. Oftalmoscopio según la reivindicación 5,
caracterizado porque la unidad de formación de imagen óptica
(7) es una lente de oftalmoscopia.
7. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque la unidad óptica
(6) es al menos un acromato.
8. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 7, caracterizado porque la unidad óptica
(6) es desplazable axialmente a escala con respecto al rayo de
observación dirigido hacia el infinito.
9. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 8, caracterizado porque a lo largo del
rayo de observación está prevista una unidad óptica (4') que
reproduce el plano de imagen intermedio (B) reproducido en el
infinito en el plano de formación de imagen (A') sobre el
dispositivo de observación (8).
10. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 9, caracterizado porque a lo largo del
rayo de iluminación está prevista una unidad óptica (4) que
reproduce el plano de imagen intermedio (B) reproducido en el
infinito sobre una superficie homogéneamente iluminada dentro del
plano de formación de imagen (A).
11. Oftalmoscopio según las reivindicaciones 9 ó
10, caracterizado porque la unidad óptica (4) dentro del rayo
de iluminación y la una unidad óptica (4') dentro del rayo de
observación son idénticas en su acción óptica y/o están construidas
en una sola pieza.
12. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 11, caracterizado porque el dispositivo
de iluminación (1) lleva asociada una óptica de iluminación (2) que
reproduce el rayo de iluminación en el lugar del plano de formación
de imagen (A) como una superficie homogéneamente iluminada.
13. Oftalmoscopio según la reivindicación 12,
caracterizado porque la óptica de iluminación (2) es un
sistema condensador.
14. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 13, caracterizado porque los rayos de
iluminación y de observación discurren paralelos en la zona del
plano de imagen intermedio (B) reproducido en el infinito.
15. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 14, caracterizado porque los rayos de
observación y de iluminación reproducidos en el plano de imagen
intermedio (B) encierran un ángulo 2\alpha, y porque la
bisectrices del ángulo 2\alpha discurre paralela a la trayectoria
de los rayos de iluminación y de observación en la zona del plano
de imagen intermedio (B) reproducido en el infinito.
16. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 10 a 15, caracterizado porque las unidades
ópticas (4, 4') dispuestas a lo largo de los rayos de observación y
de iluminación pueden combinarse con una unidad de filtro.
17. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 16, caracterizado porque dentro del
plano de imagen intermedio (B) está introducido al menos un grupo
constructivo óptico recambiable, desplazable a lo largo de la
trayectoria de los rayos de observación y/o de iluminación.
18. Oftalmoscopio según la reivindicación 17,
caracterizado porque el grupo constructivo óptico es una
placa de vidrio con marcaciones, una disposición de diafragma, una
disposición de filtro y/o un dispositivo de proyección al
trasluz.
19. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 18, caracterizado porque la disposición
de rendijas de diafragma (3, 3') prevé al menos dos pares de
rendijas de diafragma (15, 16), de los cuales las rendijas de
diafragma de cada par de rendijas de diafragma disponen de anchuras
de rendija idénticas y pueden asociarse individualmente cada una de
ellas al rayo de iluminación (Bl) y al rayo de observación (Bo),
porque las rendijas de diafragma de los al menos dos pares de
rendijas de diafragma disponen de anchuras de rendija de diferente
tamaño, y porque las rendijas de diafragma de los distintos pares de
rendijas de diafragma pueden llevarse cada una de ellas a los rayos
de iluminación y de observación por desplazamiento de la
disposición de diafragmas.
20. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 19, caracterizado porque en la zona del
plano de imagen intermedio (B) reproducido en el infinito está
previsto un espejo (11) a través del cual una trayectoria de rayo
adicional, por ejemplo un láser de terapia, puede acoplarse a lo
largo de los rayos de iluminación y/o de observación.
21. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 19, caracterizado porque en la zona
comprendida entre el plano de imagen intermedio (B) y el plano de
imagen intermedio (B) reproducido en el infinito está previsto un
espejo (11) a través del cual una trayectoria de rayo adicional, por
ejemplo un láser de terapia, puede ser acoplada a lo largo de los
rayos de iluminación y/o de observación.
22. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 19, caracterizado porque en la zona
comprendida entre el plano de imagen intermedio (B) y el plano de
imagen intermedio (B) reproducido en el infinito o en la zona del
plano de imagen intermedio (B) reproducido en el infinito está
previsto un espejo divisor (11) a través del cual una trayectoria de
rayo adicional, por ejemplo un láser de terapia, puede acoplarse
con los rayos de iluminación y/o de observación.
23. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 20 a 22, caracterizado porque el espejo o el
espejo divisor está configurado como un espejo de exploración que es
basculable en torno a al menos dos ejes ortogonales en el
espacio.
24. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 20 a 22, caracterizado porque la trayectoria
de rayo adicional puede enfocarse en el plano de imagen intermedio
(B) a través de la unidad óptica (6).
25. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 23, caracterizado porque en el rayo de
observación está previsto un filtro protector (5) fijamente
incorporado o basculable a efectos de seguridad para el dispositivo
de observación.
26. Oftalmoscopio según la reivindicación 1,
caracterizado porque la óptica de formación de imagen
(A_{Bl}) asociable al dispositivo de iluminación (1) presenta los
componentes ópticos siguientes:
una unidad óptica de iluminación (2) para formar
la imagen del dispositivo de iluminación (1) en el plano de
formación de imagen (A),
una unidad óptica (4) que reproduce en el
infinito el rayo de iluminación que sale del plano de formación de
imagen (A),
una unidad óptica (6) que reproduce sobre el
plano de imagen intermedio (B) el rayo de iluminación (Bl)
reproducido en el infinito, así como una unidad de formación de
imagen óptica (7) que reproduce el plano de imagen intermedio (B)
sobre el fondo de ojo (9') del paciente (9), y
porque la óptica de formación de imagen
(A_{Bo}) asociable al dispositivo de observación (8) presenta en
la dirección del rayo de observación (Bo), partiendo del fondo de
ojo (9') del paciente (9), los componentes ópticos siguientes:
la unidad de formación de imagen (7) que
reproduce el fondo de ojo sobre el plano de imagen intermedio
(B),
la unidad óptica (6), que reproduce el plano de
imagen intermedio (B) en el infinito, así como una unidad óptica
(4') que reproduce en el plano de formación de imagen (A') el plano
de imagen intermedio (B) reproducido en el infinito.
27. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 19 a 26, caracterizado porque el dispositivo
de observación situado en el plano de formación de imagen (A') prevé
una superficie detectora con una extensión superficial a lo largo de
la cual oscila la rendija de diafragma asociada al rayo de
observación de tal manera que dicha rendija de diafragma de un
primer par de rendijas de diafragma presenta un punto de inversión
de oscilación en el que la rendija de diafragma está completamente
fuera de la superficie detectora, y porque la rendija de diafragma
de un segundo par de rendijas de diafragma presenta un punto de
inversión de oscilación en el que la rendija de diafragma está
completamente dentro de la superficie detectora.
28. Oftalmoscopio según la reivindicación 27,
caracterizado porque la anchura de la rendija de diafragma
del primer par de rendijas de diafragma es menor que la de la
rendija de diafragma del segundo par de rendijas de diafragma.
29. Oftalmoscopio según la reivindicación 27 ó
28, caracterizado porque la anchura de la rendija de
diafragma del primer par de rendijas de diafragma es menor que mitad
de la extensión superficial de la superficie detectora a lo largo
de la cual oscila la rendija de diafragma, y porque la anchura de la
rendija de diafragma del segundo par de rendijas de diafragma es
igual o mayor que la mitad de la extensión superficial de la
superficie detectora.
30. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 29, caracterizado porque están previstos
dos dispositivos de observación separados en el espacio con
trayectorias de rayos de observación correspondientes que, separadas
en el espacio una de otra a través de una primera y una segunda
ópticas de formación de imagen (A'_{Bo}) y (A''_{Bo}),
reproducen el fondo de ojo 9' sobre el dispositivo de observación
correspondiente a través del plano de imagen intermedio (B).
31. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 29, caracterizado porque están previstas
dos trayectorias de rayos de observación separados en el espacio
que, separadas en el espacio una de otra a través de una primera y
una segunda ópticas de formación de imagen (A'_{Bo}) y
(A''_{Bo}), reproducen el fondo de ojo 9' sobre un único
dispositivo de observación a través del plano de imagen intermedio
(B), y porque está prevista una óptica divisora a través de la cual
las dos trayectorias de rayos de observación separadas una de otra
inciden alternativamente sobre la unidad de observación en forma
sucesiva en el tiempo.
32. Oftalmoscopio según la reivindicación 30 ó
31, caracterizado porque el oftalmoscopio es adecuado para la
observación estereoscópica del fondo del ojo.
33. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 32, caracterizado porque está previsto
un dispositivo de basculación que hace que bascule el oftalmoscopio
en un plano que corta el fondo de ojo en un ángulo prefijable desde
una primera hasta una segunda posición, y porque está prevista una
unidad marcadora óptica que, independientemente de la posición,
define una dirección de visión fija localmente invariable para el
paciente.
34. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 33, caracterizado porque la unidad
óptica (6) es desplazable a lo largo del rayo de observación de tal
manera que se puede resolver en el espacio un desplazamiento de la
unidad óptica (6).
35. Oftalmoscopio según la reivindicación 34,
caracterizado porque la unidad óptica (6) es desplazable por
medio de un motor de pasos.
36. Oftalmoscopio según una de las
reivindicaciones 1 a 35, caracterizado porque en el rayo de
iluminación está previsto un filtro protector basculable selectivo
en longitud de onda.
37. Oftalmoscopio según la reivindicación 36,
caracterizado porque el filtro protector absorbe ampliamente
luz visible y transmite luz IR.
38. Oftalmoscopio según la reivindicación 36 ó
37, caracterizado porque el filtro protector es un filtro de
interferencia de paso largo.
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