ES2279465T3 - Sensor de frente de onda con iluminacion descentrada respecto al eje. - Google Patents
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Abstract
Un método para iluminar una retina (R) de un ojo (E), comprendiendo este método: posicionar una fuente de luz (102) con relación al ojo (E); iluminar la retina (R) con la fuente de luz (102); recibir la luz reflejada (L3) procedente de la retina (R) en un detector (112); y detectar una aberración de frente de onda del ojo (E) mediante el detector (112); caracterizado porque la fuente de luz (102) se posiciona con relación al ojo (E) de tal manera que la luz L2 procedente de la fuente de iluminación (102), reflejada desde la córnea (C) del ojo (E), se desplaza a lo largo de una primera trayectoria, y porque la luz (L3) procedente de la fuente de luz (102), reflejada por la retina (R), se desplaza a lo largo de una segunda trayectoria que está separada en el espacio de la primera trayectoria, y porque dicho paso de iluminación comprende dirigir la luz procedente de la fuente de luz (102) al ojo (E) con un divisor de haz (104) no polarizador, y donde la luz de iluminación que emerge del divisor de haz está dispuesta para pasar directamente al ojo.
Description
Sensor de frente de onda con iluminación
descentrada respecto al eje.
La presente invención se refiere a un sensor de
frente de onda, tal como un sensor de aberraciones del frente de
onda en el ojo, y más particularmente a un sensor tal que evite la
reflexión corneal al iluminar la retina a lo largo de una
trayectoria de luz desplazada del eje óptico del ojo. La presente
invención se refiere además a un método para detectar un frente de
onda, utilizando tal iluminación descentrada del eje.
En el arte es conocido el hecho de detectar
aberraciones del frente de onda en el ojo humano, para fines tales
como cirugía intraocular y fabricación de lentes de contacto. Esa
detección se describe por ejemplo en Lieng et al,
"Medición objetiva de las aberraciones de onda en el ojo humano
mediante el uso de un sensor de frente de onda
Hart-mann-Shack". Journal of the
Optical Society of America. Vol. 11, n° 7, Julio 1994, págs.
1-9. Un haz de luz procedente de un diodo láser o
de otra fuente luminosa se dirige hacia la pupila e incide en la
retina. Dado que la retina es altamente absorbente, un haz del orden
de cuatro a cinco órdenes de magnitud más atenuado que el haz
original es reflejado por la retina y emerge de la pupila.
Normalmente, la luz entrante y la luz emergente siguen una
trayectoria óptica común; la luz entrante se lleva a la trayectoria
óptica común mediante un divisor de haz.
El haz emergente se aplica a un detector
Hartmann-Shack para detectar las aberraciones. Este
detector incluye un conjunto de lentecillas que descomponen la luz
en un conjunto de puntos, y enfocan los puntos sobre un detector de
acoplo de carga u otro detector de luz bidimensional. Cada punto se
localiza para determinar su desplazamiento respecto a la posición
que ocuparía en ausencia de aberraciones del frente de onda, y los
desplazamientos de los puntos permiten la reconstrucción del frente
de ondas y por lo tanto la detección de las aberraciones.
Mejoras a la técnica de Lieng et al.,se
describen en J. Liang y D.R. Williams "Aberraciones y calidad de
la imagen en la retina en el ojo humano normal", Journal of the
Optical Society of America, Vol. 4, N° 11, Noviembre 1997, págs.
2873-2883, y en la Patente US 5,777,719 otorgada a
Williams et al. Williams et al. describe técnicas
para la detección de aberraciones y para poder utilizar las
aberraciones así detectadas en la cirugía del ojo y la fabricación
de lentes intraoculares y de contacto. Además, las técnicas de
estas referencias, a diferencia de la de Lieng et al.,
artículo 1994, se prestan a la automatización.
Las técnicas arriba descritas suponen iluminar
el ojo a lo largo del eje óptico del ojo. Como consecuencia, la luz
reflejada de la retina está mezclada con reflejos dispersos que
pueden falsear las mediciones. Más específicamente, los reflejos
dispersos aparecen como puntos brillantes espúreos entre el
conjunto de puntos formados en el sensor de
Hart-mann-Shack.
Estos reflejos dispersos tienen diversos
orígenes en los sensores de frente de onda. Preocupan especialmente
los reflejos procedentes de los elementos ópticos situados entre
la retina y el divisor de haz. Estos elementos incluyen típicamente
la óptica del ojo y una pareja de lentes entre el divisor de haz y
el ojo. Los reflejos procedentes de superficies distintas a la
retina son débiles con relación al haz iluminador, pero resultan
brillantes con relación a la débil señal reflejada desde la
retina.
En la óptica del ojo, la única superficie cuyo
reflejo es suficientemente brillante para resultar problemático, es
la primera superficie (exterior) de la córnea. En cuanto a
energía, este reflejo es comparable al reflejo procedente de una
retina, y por lo tanto puede resultar una molestia considerable para
la detección del frente de onda, particularmente si los centroides
de los puntos en el detector se han de calcular
automáticamente.
Una forma conocida para eliminar el reflejo
corneal, descrito en Lieng and Williams y Williams et al.
utiliza un divisor de haz polarizador para eliminar la luz
reflejada procedente de todas las superficies entre el divisor de
haz y la retina. Puesto que estas superficies retienen la
polarización lineal de la luz incidente sobre ellas, se eliminan
tanto los reflejos de la lente como el reflejo corneal. Ahora bien,
también se pierde gran parte de la luz reflejada procedente de la
retina. Para detectar la aberración del centro de onda solamente
está disponible luz despolarizada reflejada procedente de la
retina, lo que supone únicamente aproximadamente un 30% de la luz
total reflejada de la retina. Además, la luz despolarizada contiene
considerable ruido espacial. Otro problema más es la disconformidad
de intensidad introducida en el conjunto de puntos debido a la
birrefringencia de la óptica del ojo, principalmente de la
córnea.
Otra forma conocida para eliminar los reflejos
de todos los elementos ópticos situados entre el divisor de haz y
el ojo, incrementando al mismo tiempo la señal procedente de la
retina, entraña el uso de un divisor de haz polarizador en
combinación con una placa de cuarto de longitud de onda
(\lambda/4), justamente delante del ojo. La solicitud de Patente
publicada DE 42 22 395 A1 describe esa técnica. Esa técnica permite
que una parte mucho mayor de la luz reflejada procedente de la
retina alcance el detector, con lo cual mejora la calidad de los
puntos mientras que se elimina la variación de brillo de los puntos
causada por la birrestringencia del ojo. También ilumina el reflejo
procedente de las lentes. Sin embargo no se elimina la reflexión
corneal, y por lo tanto resulta igual de problemática que sería en
ausencia de una óptica polarizante. Otro problema que presentan las
dos técnicas que acabamos de describir es el coste del divisor de
haz polarizador y de la placa \lambda/4. En medios comerciales,
sensibles a coste, sería deseable
eliminarlo.
eliminarlo.
\newpage
La patente EP 0691103 describe una técnica para
formación de imagen del fondo de ojo utilizando una iluminación
descentrada respecto al eje. Ahora bien, ahí no se sugiere utilizar
esa técnica para la detección de aberraciones de frente de onda,
tal como se describe en el arte anterior arriba descrito.
A la vista de lo anterior, quedará claro que
existe la necesidad en el arte de proporcionar un sensor de frente
de onda en el cual la reflexión corneal no cause puntos espúreos en
el detector o degrade de alguna otra forma la señal derivada de la
luz reflejada procedente de la retina. Más específicamente, existe
la necesidad de detectar las aberraciones de frente de onda de una
forma precisa y económica, eliminando para ello el problema de la
reflexión corneal sin utilizar ópticas polarizantes.
Por lo tanto es uno de los objetivos de la
invención tratar de estas necesidades.
De acuerdo con un primer aspecto de la
invención, proporcionamos un método de iluminar una retina de un ojo
tal como se expone en la reivindicación 1 de las reivindicaciones
adjuntas. De acuerdo con un segundo aspecto de la invención,
proporcionamos un sistema tal como se describe en la reivindicación
8 de las reivindicaciones adjuntas.
Para conseguir el objetivo anterior y otros, la
presente invención se refiere a un sensor de frente de onda en el
cual el ojo está iluminado fuera del eje. La luz que no es
reflejada por el comes incide en la retina, y la luz reflejada por
la retina vuelve a través de la lente y el comes. Por este motivo la
luz se enfoca en una trayectoria óptica diferente a la trayectoria
óptica seguida por la reflexión corneal. Se utiliza toda la
reflexión retinal, y la reflexión corneal se puede descartar
mediante el uso de una óptica sencilla, económica, no polarizante,
tal como un diafragma.
El haz utilizado para iluminar el ojo es
relativamente estrecho, p.e. alrededor de 1-1,5 mm
de diámetro, y corta la córnea en un área pequeña, con lo cual se
reduce aún más la probabilidad de que la reflexión corneal tome una
trayectoria de retorno al detector. Además, la gama dióptrica en la
que el pequeño punto está enfocado en la retina, se puede
incrementar. Típicamente, un desplazamiento del haz iluminador
respecto al eje óptico del ojo, inferior a 1 mm, elimina
completamente la reflexión corneal.
El haz iluminador se introduce preferentemente
en la trayectoria óptica en el último lugar posible antes del ojo,
p.e. situando el divisor de haz justamente delante del ojo. De este
modo se evita la reflexión de retorno de las lentes, ya que el
único elemento entre el divisor de haz y la retina es la
cornea.
Incluso estando el divisor de haz situado
justamente delante del ojo, se tiene la posibilidad de ajustar el
foco del haz iluminador y el del divisor de haz mediante el uso de
un mismo elemento. Una manera de hacerlo es la de proporcionar una
trayectoria óptica plegada con espejos montados en un carro. Los
espejos se disponen en la trayectoria del haz iluminador antes de
que se alcance el divisor de haz y en la trayectoria del haz de
salida. De este modo, el desplazamiento del carro enfoca ambos
haces.
La fuente de luz se puede mover en una dirección
perpendicular (o de una forma más general, no paralela) a la
dirección de su salida, según se precise para acomodar a los ojos
de diferentes pacientes.
La presente invención tiene utilidad en
cualquier procedimiento que entrañe la detección de frente de onda
del ojo o que de alguna otra manera incluya la iluminación de la
retina. Tales procedimientos incluyen, pero sin limitarse a, la
autorretracción, el diseño de lentes de contacto o intraoculares,
cirugía refractiva y formación de imagen retinal con ópticas
adaptivas. Mientras que se considera con la presente invención se
utilizará con el ojo humano, se pueden desarrollar igualmente
aplicaciones veterinarias o incluso no relacionadas con el ojo.
Una realización preferida de la presente
invención se describirá con detalle haciendo referencia a los
dibujos, en los cuales:
La Figura 1 es un diagrama esquemático mostrando
los conceptos ópticos básicos incorporados en una realización
preferida de la invención;
Las Figuras 2-4 son diagramas
esquemáticos mostrando una disposición de elementos ópticos en un
sensor de frente de onda, conforme a la realización preferida;
y
Las Figuras 5 y 6 muestran resultados
experimentales obtenidos de acuerdo con la realización preferida y
el arte anterior, respectivamente.
La Figura 1 muestra un esquema de un sistema
básico 100 para iluminar la retina del ojo del paciente E, y se
utilizará para explicar los principios ópticos incorporados en la
realización preferida. Una fuente de luz láser 102, tal como un
diodo láser, emite un haz de luz L_{1} hacia un divisor de haz
104, que puede ser un divisor de haz de placa paralela, un divisor
de haz de placa gruesa, un divisor de haz de prisma, un espejo
semi-plateado u otro divisor de haz adecuado. El
divisor de haz 104 es preferentemente transmisivo en un 90% y
reflectivo en un 10%, aunque también se podrían utilizar otras
proporciones según necesidad. La fuente de luz láser 102 y el
divisor de haz 104 están posicionados de tal manera que la luz
L_{1} incide sobre el ojo E descentrada con respecto al eje
óptico A del ojo E. De este modo, un haz de luz L_{2} reflejado
desde la córnea C del ojo E se refleja descentrado respecto al eje
óptico A. La luz restante forma una baliza láser B en la retina R
del ojo E. Debido a la óptica del ojo E, un haz de luz L_{3}
reflejado desde la retina R del ojo E sale del ojo E y pasa a
través del divisor de haz 104. El haz de luz L_{3} que pasa a
través de una lente 106, un diafragma 108 que permite el paso del
haz de luz L_{3} reflejado desde la retina, mientras que bloquea
el haz de luz L_{2} reflejado desde la córnea, y una lente 110 a
un detector Hartmann-Shack 112. Tal como ya es
conocido en el arte, el detector 112 incluye un conjunto de
lentecillas 114 para enfocar el haz de luz L_{3} en forma de un
conjunto de puntos luminosos L_{4} sobre un CCD u otro detector
bidimensional adecuado 116.
Las Figuras 2-4 muestran un
sistema de segunda generación 200 que utiliza los principios ópticos
que acabamos de explicar con referencia a la Figura 1. La Figura 2
muestra un nivel más bajo 202 del sistema 200, visto por encima
mientras que la Figura 3 muestra un nivel 204 de un sistema 200,
visto por encima, y la Figura 4 muestra ambos niveles 202, 204 del
sistema 200, vistos desde la derecha.
En el nivel inferior 202, tal como se representa
en la Figura 2, un diodo láser 206 va montado en una montura 208
para posicionamiento horizontal. La finalidad de este
posicionamiento se explicará más adelante. Un haz de luz emitido
por el diodo 206 sigue una trayectoria luminosa de nivel inferior,
designada de forma general como L_{L}, a través de las lentes 210
y 212. El haz de luz sufre una retrorreflexión en un espejo en
ángulo 214, pasa a través de una lente 216 a un espejo 218 que
refleja hacia arriba el haz de luz.
En el nivel superior 204, que está representado
en la Figura 3, un divisor de haz de placa paralela 220 recibe el
haz de luz reflejado hacia arriba por el espejo 218, y dirige ese
haz de luz a lo largo de una trayectoria luminosa de nivel
superior, designada de forma general como L_{U}. La trayectoria
L_{U} está representada de forma muy simplificada; la descripción
anterior de la Figura 1 proporcionará a las personas conocedoras
del arte un entendimiento de los requisitos para la trayectoria
óptica verdadera. El haz de luz ilumina su ojo E en la forma antes
explicada con referencia a la Figura 1. Un haz de luz de reflexión
retinal, reflejado por la retina R del ojo E, vuelve a través del
divisor de haz 220 y de una lente 222. El haz de luz de reflexión
retinal sufre entonces una retrorreflexión en un espejo en ángulo
224 a través de una lente 226 hacia un detector
Hartmann-Shack 228, que incluye un conjunto de
lentecillas 230 y un detector CCD 232. Por supuesto se puede
incluir un diafragma en un lugar apropiado a lo largo de la
trayectoria luminosa L_{U}, p. ej. en el foco de la lente 222.
Dependiendo de la disposición, se puede utilizar un único espejo
para sustituir a los espejos 214 y 224.
El diámetro del haz de luz incidente tiene un
valor adecuado, p. ej. de 1,5 mm. El pequeño diámetro incrementa la
profundidad del foco en la retina, con lo cual se suavizan los
requisitos de enfocar con precisión la luz en el paciente.
El pequeño diámetro también asegura que el punto
en la retina tendrá difracción limitada. El haz entrante no debería
ser menor que aproximadamente el diámetro de una lentecilla en el
conjunto de lentecillas. En caso contrario, la difracción en el haz
entrante difuminará de forma importante los puntos en el CCD.
El haz de entrada está desplazado en la pupila
con respecto al polo corneal en una distancia superior a la mitad
del diámetro del haz para separar los reflejos corneales y
retinales evitando de esta manera los efectos de la reflexión
corneal, y está desplazado preferentemente aproximadamente 1 mm. La
distancia puede variar de un sujeto a otro, y puede ser inferior a
1 mm debido al pequeño diámetro del haz de entrada. La distancia se
puede variar con la montura 208 que traslada una pequeña cantidad
al diodo 206 y su sistema óptico colimador. Será suficiente tener
la posibilidad de trasladar el diodo 206 y su sistema óptico hasta
1 mm. La luz reflejada desde la cornea se diverge y colima mediante
la lente 222, de manera que se pueda bloquear mediante un
diafragma situado en el foco de la lente 222, o mediante otro
elemento óptico adecuado.
Se pueden evitar los reflejos procedentes de
otros componentes ópticos, situando el divisor de haz 220 en el
último lugar posible, justamente delante del ojo E. Esta disposición
permite que el haz iluminador evite los demás eleventos ópticos,
puesto que lo único que queda entre el divisor de haz 220 y la
retina es la córnea C.
Los reflejos usuales procedentes del divisor de
haz se pueden evitar utilizando un cubo divisor de haz girado o un
divisor de haz de placa gruesa. No es necesario restar una imagen
obtenida cuando el ojo no esté en su lugar, de una imagen con el
ojo en su lugar, para eliminar la luz dispersa, tal como se requería
a menudo en el arte anterior.
Tal como se muestra en la Figura 4, la longitud
de la trayectoria óptica del sistema 200 se puede variar, acoplando
los espejos 214 y 224 a un mecanismo de deslizamiento 234 de tal
manera que los espejos 214 y 224 se puedan mover como un único
cuerpo rígido. Los espejos 214 y 224 están desplazados entre sí
axialmente. El movimiento del mecanismo de deslizamiento 234 en una
distancia x cambia la longitud de la trayectoria óptica de cada
nivel 202, 204 en una distancia 2x, y la del sistema 200 en
conjunto, en 4x.
Otra ventaja del mecanismo de deslizamiento es
que permite enfocar el haz entrante en la retina al mismo tiempo y
con el mismo dispositivo con el cual se enfoca el haz de salida
sobre el conjunto OCD, es decir el carro deslizante 234 que lleva
los espejos 214 y 224. Dado que el espejo 214 se encuentra en la
trayectoria del haz que ilumina antes de que el haz alcance al
divisor de haz 220, y el espejo 224 se encuentra en la trayectoria
del haz de salida, el movimiento del carro deslizante 234 cambia la
longitud de trayectoria de ambos haces, y por lo tanto permite
ajustar el foco de ambos haces. Por lo tanto el carro deslizante
234 aporta economía y conveniencia.
En el sistema 200 se podría implantar un
mecanismo de doble carro deslizante. Por ejemplo se podría situar
otro espejo (no representado) frente a los espejos 214 y 224 para
dar lugar a que el haz de luz realice otra pasada a través del
sistema. Con esta disposición, el movimiento del mecanismo del carro
deslizante 234 en una distancia x cambiaría la longitud total de la
trayectoria óptica en una distancia 8x.
En las Figuras 5 y 6 se muestran resultados
experimentales. La Figura 5 muestra un resultado obtenido con una
iluminación desplazada del eje, conforme a la presente invención,
sin divisor de haz polarizador y con una fuente de luz SLD que
emite una longitud de onda \lambda = 790 nm. La Figura 5 muestra
un resultado obtenido con iluminación convencional a lo largo del
eje, con un divisor de haz polarizador pero sin una placa
\lambda/4, y con una fuente de luz láser HE-NA
emitiendo una longitud de onda \lambda = 633 nm. Ambos resultados
se han obtenido en las siguientes condiciones: acomodación
paralizada para un diámetro de pupila de 6,7 mm, un tiempo de
exposición de 500 ms y una potencia del láser entrante de 10 \muW,
y un diámetro del haz de entrada de 1,5 mm.
La comparación entre las Figuras 5 y 6 muestra
que la presente invención proporciona una gran mejora en
rendimiento lumínico y también en calidad de los puntos. La
disposición de puntos mostrada en la Figura 5 presenta una
uniformidad de densidad mucho mejor que la de la Figura 6, y tiene
una intensidad media de punto cuatro veces superior a la de la
Figura 6. De hecho, en ambos aspectos, la disposición de puntos de
la Figura 5 es comparable con la que se obtiene con un divisor de
haz polarizador y una placa \lambda/4, sin los inconvenientes de
aquella técnica. El divisor de haz singular no polarizador 220, que
puede ser un divisor de haz de placa paralela o similar, resulta
menos caro que el sistema óptico que se requiere para las técnicas
de polarización del arte anterior, cono sin una placa \lambda/4.
El uso de un divisor de haz con una relación de transmitancia a
reflexión superior a uno también incrementa la luz disponible.
La presente invención ofrece numerosas ventajas.
Los efectos nocivos de los reflejos de retorno en el ojo y demás
sistema óptico, se evitan con lo cual el instrumento resulta más
robusto, y el software para su funcionamiento es más sencillo. La
calidad de las imágenes de los puntos no se ve degradada por los
efectos de la polarización, con lo cual aumenta la precisión. El
rendimiento es superior al del arte anterior, por lo que se puede
conseguir una señal mayor para un mismo nivel de iluminación, y por
lo tanto el mismo nivel de comodidad y seguridad para el paciente.
Alternativamente, se puede conseguir la misma señal que en el arte
anterior con una intensidad reducida de la luz que ilumina, y por
lo tanto mayor comodidad y seguridad para el paciente. Con un
diodo suficientemente brillante, la relación de transmisión a
reflexión en el divisor de haz de placa se puede elegir de tal
manera que transmita prácticamente toda la luz procedente de la
retina al conjunto CCD. Puesto que no se necesita ninguna óptica
polarizadora, se reduce el costo.
Si bien en lo anterior se ha descrito una
realización preferida, los conocedores del arte que hayan revisado
la presente descripción reconocerán que se pueden conseguir otras
realizaciones dentro del ámbito de la invención. Por ejemplo, la
trayectoria óptica puede tener pliegues adicionales para que la
longitud de la trayectoria quede mejorada y más compacta, y se
puede añadir un blanco de fijación y una cámara de pupila.
Igualmente se puede posicionar la fuente de luz de cualquier manera
que separe en el espacio los reflejos retinales y corneales, por
ejemplo mediante la selección de un ángulo de incidencia apropiado.
Por lo tanto, la presente invención debe considerarse limitada
únicamente por las reivindicaciones que se adjuntan.
Claims (15)
1. Un método para iluminar una retina (R) de un
ojo (E), comprendiendo este método:
- posicionar una fuente de luz (102) con relación al ojo (E);
- iluminar la retina (R) con la fuente de luz (102); recibir la luz reflejada (L3) procedente de la retina (R) en un detector (112); y
- detectar una aberración de frente de onda del ojo (E) mediante el detector (112);
- caracterizado porque la fuente de luz (102) se posiciona con relación al ojo (E) de tal manera que la luz L_{2} procedente de la fuente de iluminación (102), reflejada desde la córnea (C) del ojo (E), se desplaza a lo largo de una primera trayectoria, y porque la luz (L_{3}) procedente de la fuente de luz (102), reflejada por la retina (R), se desplaza a lo largo de una segunda trayectoria que está separada en el espacio de la primera trayectoria, y porque dicho paso de iluminación comprende dirigir la luz procedente de la fuente de luz (102) al ojo (E) con un divisor de haz (104) no polarizador, y donde la luz de iluminación que emerge del divisor de haz está dispuesta para pasar directamente al ojo.
2. El método de la reivindicación 1,
caracterizado además porque se dispone un diafragma (108)
para el paso de la luz (L_{3}) que se desplaza a lo largo de la
segunda trayectoria, y para bloquear la luz (L_{2}) que se
desplaza a lo largo de la primera trayectoria.
3. El método de la reivindicación 1,
caracterizado además porque la fuente de luz (102) es un
diodo láser.
4. El método de la reivindicación 1,
caracterizado además porque:
- la fuente de luz (102) emite un haz de luz (L_{1}); y dicho paso de posicionamiento comprende el posicionamiento de la fuente de luz (102) de tal manera que el haz de luz (L_{1}) incida en el ojo (E), desplazado respecto al eje óptico (A) del ojo (E).
5. El método de la reivindicación 4,
caracterizado además porque la fuente de luz (102) está
posicionada decalada del eje óptico (A) en una distancia
suficientemente grande para permitir la separación entre la luz
(L_{2}) reflejada procedente de la córnea (C) y la luz (L_{3})
reflejada procedente de la retina (R).
6. El método de la reivindicación 1,
caracterizado además porque el detector (112) es un detector
Hartmann-Shack.
7. El método de la reivindicación 1,
caracterizado además porque el divisor de haz no polarizador
(104) es un divisor de haz de placa.
8. Un sistema (100) para iluminar una retina (R)
de un ojo (E), comprendiendo el sistema (100):
- un eje óptico (A) que durante el uso coincide con un eje óptico del ojo (E);
- una fuente de luz (102), posicionada con relación al ojo (E) de tal manera que forme un haz de entrada; y un elemento óptico (112) para recibir la luz (L_{3}) reflejada procedente de la retina (R) del ojo (E);
- donde el elemento óptico (112) comprende un detector Hartmann-Shack (112), posicionado para recibir la luz (L_{3}) reflejada procedente de la retina (R), con el fin de detectar una aberración del frente de onda del ojo (E);
- caracterizado porque la fuente de luz (102) está posicionada con relación al eje óptico (A) de tal manera que la luz (L_{2}) procedente de la fuente de luz (102), reflejada desde una córnea (C) del ojo (E), se desplaza a lo largo de una primera trayectoria, y de tal manera que la luz (L_{3}) procedente de la fuente de luz (102) reflejada desde la retina (R) se desplaza a lo largo de una segunda trayectoria que está separada en el espacio de la primera trayectoria, y porque el sistema comprende además un divisor de haz (104) no polarizador, posicionado de manera que dirija la luz procedente de la fuente de luz (102) al ojo (E), de manera que la luz de iluminación que emerja del divisor de haz esté dispuesta para pasar directamente al ojo,
9. El sistema de la reivindicación 8,
caracterizado además porque el elemento óptico comprende un
diafragma (108) para el paso de la luz (L_{3}) que se desplaza a
lo largo de la segunda trayectoria y para bloquear la luz (L_{2})
que se desplaza a lo largo de la primera trayectoria.
10. El sistema de la reivindicación 8,
caracterizado además porque la fuente de luz (102) es un
diodo láser.
\newpage
11. El sistema de la reivindicación 8,
caracterizado además porque la fuente de luz (102) emite un
haz de luz (L_{1}) está posicionada de tal manera que el haz de
luz (L_{1}) incide en el ojo (E), desplazado respecto al eje
óptico (A).
12. El sistema de la reivindicación 11,
caracterizado además porque la fuente de luz (102) está
posicionada desplazada respecto al eje óptico (A) en una distancia
suficientemente grande para permitir la separación entre la luz
(L_{2}) reflejada procedente de la córnea (C) y la luz (L_{3})
reflejada procedente de la retina (R).
13. El sistema de la reivindicación 8,
caracterizado además porque el detector (112) es un detector
Hartmann-Shack.
14. El sistema de la reivindicación 8,
caracterizado además porque el divisor de haz no polarizador
(104) es un polarizador de haz de placa.
15. El sistema conforme a la reivindicación 8 o
a la reivindicación 14, en el que el divisor de haz está posicionado
con respecto a dicho ojo (E) de tal manera que el único elemento
óptico que hay entre el divisor de haz (104) y la retina (R) es la
córnea (C).
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---|---|---|---|---|
DE19938203A1 (de) * | 1999-08-11 | 2001-02-15 | Aesculap Meditec Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Korrektur von Sehfehlern des menschlichen Auges |
DE19950792A1 (de) * | 1999-10-21 | 2001-04-26 | Technolas Gmbh | Wellenfrontsensor mit Mehrleistungsstrahlmodi und unabhängiger Abgleichkamera |
US6419671B1 (en) * | 1999-12-23 | 2002-07-16 | Visx, Incorporated | Optical feedback system for vision correction |
US6939434B2 (en) * | 2000-08-11 | 2005-09-06 | Applied Materials, Inc. | Externally excited torroidal plasma source with magnetic control of ion distribution |
US6491392B2 (en) * | 2000-12-08 | 2002-12-10 | Johnson & Johnson Vison Care, Inc. | Dynamically stabilized contact lenses |
UA59488C2 (uk) * | 2001-10-03 | 2003-09-15 | Василь Васильович Молебний | Спосіб вимірювання хвильових аберацій ока та пристрій для його здійснення (варіанти) |
US20020159621A1 (en) * | 2001-04-26 | 2002-10-31 | Memphis Eye & Cataract Associates Ambulatory Surgery Center (Dba Meca Laser And Surgery Center) | System for automatically detecting eye corneal striae using projected and reflected shapes |
US6766042B2 (en) | 2001-04-26 | 2004-07-20 | Memphis Eye & Contact Associates | System to automatically detect eye corneal striae |
US6746121B2 (en) * | 2001-04-27 | 2004-06-08 | Denwood F. Ross | Defocus and astigmatism compensation in a wavefront aberration measurement system |
IL143503A0 (en) * | 2001-05-31 | 2002-04-21 | Visionix Ltd | Aberration correction spectacle lens |
FR2828396B1 (fr) * | 2001-08-12 | 2004-05-07 | Samuel Henri Bucourt | Dispositif de mesure des aberrations d'un systeme de type oeil |
US6575572B2 (en) | 2001-09-21 | 2003-06-10 | Carl Zeiss Ophthalmic Systems, Inc. | Method and apparatus for measuring optical aberrations of an eye |
DE10154194A1 (de) * | 2001-11-07 | 2003-05-22 | Asclepion Meditec Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Messung des Dynamischen Verhaltens eines optischen Systems |
US6736509B2 (en) | 2001-12-21 | 2004-05-18 | Bausch And Lomb, Inc. | Aberrometer illumination apparatus and method |
KR100484389B1 (ko) * | 2002-03-05 | 2005-04-20 | 최철명 | 빛 번짐 현상의 정량적 분석 장치 및 그 방법 |
US6736510B1 (en) * | 2003-02-04 | 2004-05-18 | Ware Tec Vision Systems, Inc. | Ophthalmic talbot-moire wavefront sensor |
US20040227932A1 (en) * | 2003-02-13 | 2004-11-18 | Geunyoung Yoon | Large dynamic range shack-hartmann wavefront sensor |
US7414712B2 (en) | 2003-02-13 | 2008-08-19 | University Of Rochester | Large dynamic range Shack-Hartmann wavefront sensor |
US6988801B2 (en) | 2003-03-25 | 2006-01-24 | University Of Rochester | Compact portable wavefront sensor |
US7341348B2 (en) | 2003-03-25 | 2008-03-11 | Bausch & Lomb Incorporated | Moiré aberrometer |
US7556378B1 (en) | 2003-04-10 | 2009-07-07 | Tsontcho Ianchulev | Intraoperative estimation of intraocular lens power |
US7057806B2 (en) * | 2003-05-09 | 2006-06-06 | 3M Innovative Properties Company | Scanning laser microscope with wavefront sensor |
US20040263779A1 (en) * | 2003-06-12 | 2004-12-30 | Visx, Inc. | Hartmann-Shack wavefront measurement |
EP1691669B1 (en) * | 2003-11-14 | 2018-03-28 | Essilor International | Ophthalmic binocular wavefront measurement system |
CN100463646C (zh) * | 2003-11-14 | 2009-02-25 | 欧弗搜尼克斯股份有限公司 | 眼科双目波前测量系统 |
ES2523429T3 (es) | 2004-04-20 | 2014-11-25 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Microscopio quirúrgico y sensor de onda de frente integrado |
US8142723B2 (en) * | 2004-05-03 | 2012-03-27 | Chromologic, LLC | Tag free bio sensing micro strip |
WO2005108964A2 (en) * | 2004-05-03 | 2005-11-17 | Naresh Menon | Tag free bio sensing micro strip |
US7316478B2 (en) * | 2004-07-15 | 2008-01-08 | Parikumar Periasamy | Dynamic multifocal spectacle frame |
JP4630126B2 (ja) * | 2005-05-16 | 2011-02-09 | 株式会社トプコン | 眼光学特性測定装置 |
WO2007035334A2 (en) * | 2005-09-19 | 2007-03-29 | Advanced Vision Engineering, Inc. | Methods and apparatus for comprehensive vision diagnosis |
US10048499B2 (en) | 2005-11-08 | 2018-08-14 | Lumus Ltd. | Polarizing optical system |
KR100790689B1 (ko) * | 2006-06-01 | 2008-01-02 | 삼성전기주식회사 | 샤크-하트만 파면 센서를 이용한 렌즈를 검사하는 방법 |
US20080084541A1 (en) * | 2006-10-06 | 2008-04-10 | Ming Lai | Ophthalmic system and method |
CA2686854C (en) | 2007-05-17 | 2019-03-05 | Keith Holliday | Customized laser epithelial ablation systems and methods |
US9192296B2 (en) | 2007-08-21 | 2015-11-24 | Visionix Ltd. | Multifunctional ophthalmic measurement system |
US8157378B2 (en) * | 2007-08-23 | 2012-04-17 | Bausch & Lomb Incorporated | Eye illumination apparatus and method |
US8333474B2 (en) | 2007-10-19 | 2012-12-18 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Optical instrument alignment system |
US7594729B2 (en) | 2007-10-31 | 2009-09-29 | Wf Systems, Llc | Wavefront sensor |
US7874674B2 (en) * | 2007-12-12 | 2011-01-25 | Allred Lloyd G | Aberrometer having reduced noise |
US8550624B2 (en) | 2008-11-06 | 2013-10-08 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Optical angular measurement system for ophthalmic applications and method for positioning of a toric intraocular lens with increased accuracy |
US8254724B2 (en) | 2008-11-06 | 2012-08-28 | Bausch & Lomb Incorporated | Method and apparatus for making and processing aberration measurements |
US7980698B2 (en) | 2008-11-19 | 2011-07-19 | Bausch & Lomb Incorporated | Power-adjusted aberrometer |
US8876290B2 (en) | 2009-07-06 | 2014-11-04 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Objective quality metric for ocular wavefront measurements |
EP2818130B1 (en) | 2009-07-14 | 2017-09-27 | WaveTec Vision Systems, Inc. | Determination of the effective lens position of an intraocular lens using aphakic refractive power |
KR101730675B1 (ko) | 2009-07-14 | 2017-05-11 | 웨이브텍 비젼 시스템스, 인크. | 안과 수술 측정 시스템 |
JP5517571B2 (ja) * | 2009-11-18 | 2014-06-11 | キヤノン株式会社 | 撮像装置および撮像方法 |
FR2971693B1 (fr) | 2011-02-22 | 2013-03-08 | Imagine Eyes | Methode et dispositif d'imagerie retinienne a haute resolution |
JP5996097B2 (ja) * | 2012-04-30 | 2016-09-21 | クラリティ メディカル システムズ インコーポレイテッド | 並行サンプリングおよびロックイン検出モードで作動する眼科用波面センサ |
WO2013169812A1 (en) | 2012-05-07 | 2013-11-14 | Johns Lynette | Customized wavefront-guided methods, systems, and devices to correct higher-order aberrations |
WO2014018584A1 (en) * | 2012-07-24 | 2014-01-30 | Trustees Of Boston University | Partitioned aperture wavefront imaging method and system |
FI125445B (fi) * | 2012-09-12 | 2015-10-15 | Trividi Oy | Katseenohjausjärjestely |
US9072462B2 (en) | 2012-09-27 | 2015-07-07 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Geometric optical power measurement device |
US9629541B2 (en) | 2013-04-09 | 2017-04-25 | Smart Vision Labs | Portable wavefront aberrometer |
EP3089651A1 (en) | 2013-12-31 | 2016-11-09 | Smart Vision Labs | Portable wavefront aberrometer |
CN104083145A (zh) * | 2014-07-15 | 2014-10-08 | 温州雷蒙光电科技有限公司 | 一种眼底照相机 |
DE102014010667B4 (de) | 2014-07-18 | 2017-07-13 | Berliner Glas Kgaa Herbert Kubatz Gmbh & Co | Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Form einer Wellenfront eines optischen Strahlungsfeldes |
CN104101487B (zh) * | 2014-07-31 | 2017-01-18 | 中国科学院光电研究院 | 一种光学系统波像差测量装置与测量方法 |
CN107529983A (zh) | 2015-01-09 | 2018-01-02 | 智能视觉实验室股份有限公司 | 具有开放场对准通道的便携式波前像差仪 |
IL237337B (en) | 2015-02-19 | 2020-03-31 | Amitai Yaakov | A compact head-up display system with a uniform image |
US10175102B2 (en) * | 2015-05-26 | 2019-01-08 | Advanced Systems & Technologies, Inc. | Method and apparatus for beaconless adaptive optics system |
EP3496682A1 (en) | 2016-08-10 | 2019-06-19 | AMO Development, LLC | Epithelial ablation systems and methods |
US10133070B2 (en) | 2016-10-09 | 2018-11-20 | Lumus Ltd. | Aperture multiplier using a rectangular waveguide |
WO2018138714A1 (en) | 2017-01-28 | 2018-08-02 | Lumus Ltd. | Augmented reality imaging system |
TWI754010B (zh) | 2017-02-22 | 2022-02-01 | 以色列商魯姆斯有限公司 | 導光光學組件 |
US10585291B2 (en) * | 2017-04-28 | 2020-03-10 | Yonatan Gerlitz | Eye safety system for lasers |
TWI770234B (zh) | 2017-07-19 | 2022-07-11 | 以色列商魯姆斯有限公司 | 通過光導光學元件的矽基液晶照明器 |
CN110915210B (zh) | 2018-01-02 | 2021-10-15 | 鲁姆斯有限公司 | 具有主动对准的增强现实显示器及相应方法 |
IL259518B2 (en) | 2018-05-22 | 2023-04-01 | Lumus Ltd | Optical system and method for improving light field uniformity |
US11415812B2 (en) | 2018-06-26 | 2022-08-16 | Lumus Ltd. | Compact collimating optical device and system |
TWM642752U (zh) | 2018-11-08 | 2023-06-21 | 以色列商魯姆斯有限公司 | 用於將圖像顯示到觀察者的眼睛中的顯示器 |
MX2022000009A (es) | 2019-07-04 | 2022-02-23 | Lumus Ltd | Guia de ondas de imagenes con multiplicacion de haz simetrico. |
BR112022009872A2 (pt) | 2019-12-05 | 2022-08-09 | Lumus Ltd | Dispositivo óptico e método para fabricar um dispositivo óptico |
IL290719B2 (en) | 2019-12-08 | 2023-09-01 | Lumus Ltd | Optical systems with a compact image projector |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5663781A (en) | 1988-06-29 | 1997-09-02 | G. Rodenstock Instrumente Gmbh | Apparatus for the examination of objects and the determination of topography |
US4991953A (en) * | 1989-02-09 | 1991-02-12 | Eye Research Institute Of Retina Foundation | Scanning laser vitreous camera |
DE4222395A1 (de) | 1992-07-08 | 1994-01-13 | Amtech Ges Fuer Angewandte Mic | Vorrichtung und Verfahren zur Messung der Augenrefraktion |
JP3476219B2 (ja) * | 1993-07-30 | 2003-12-10 | 株式会社ニデック | 眼屈折力測定装置 |
US5506634A (en) | 1994-07-05 | 1996-04-09 | Carl Zeiss, Inc. | Fundus illumination apparatus formed from three, separated radiation path systems |
US5777719A (en) | 1996-12-23 | 1998-07-07 | University Of Rochester | Method and apparatus for improving vision and the resolution of retinal images |
JP3684462B2 (ja) * | 1997-02-12 | 2005-08-17 | 株式会社トプコン | 光学特性測定装置 |
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1999
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