ES2339530T3 - Procedimiento y dispositivo de deteccion de modos propios de vibracion de un ojo mediante interferometria laser, y su aplicacion a la medicion de la presion intraocular (pio). - Google Patents
Procedimiento y dispositivo de deteccion de modos propios de vibracion de un ojo mediante interferometria laser, y su aplicacion a la medicion de la presion intraocular (pio). Download PDFInfo
- Publication number
- ES2339530T3 ES2339530T3 ES01978517T ES01978517T ES2339530T3 ES 2339530 T3 ES2339530 T3 ES 2339530T3 ES 01978517 T ES01978517 T ES 01978517T ES 01978517 T ES01978517 T ES 01978517T ES 2339530 T3 ES2339530 T3 ES 2339530T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- eye
- optical axis
- lens
- main optical
- cavity
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
- 238000001514 detection method Methods 0.000 title claims abstract description 41
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 29
- 238000004556 laser interferometry Methods 0.000 title claims description 8
- 230000004410 intraocular pressure Effects 0.000 title abstract description 18
- 238000005259 measurement Methods 0.000 title description 20
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims abstract description 77
- 210000004087 cornea Anatomy 0.000 claims abstract description 38
- 230000005693 optoelectronics Effects 0.000 claims abstract description 12
- 210000000887 face Anatomy 0.000 claims abstract 4
- 238000012937 correction Methods 0.000 claims description 20
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 claims description 17
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 claims description 3
- 210000000720 eyelash Anatomy 0.000 claims 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 7
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 6
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 4
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 4
- 230000003667 anti-reflective effect Effects 0.000 description 3
- 210000000744 eyelid Anatomy 0.000 description 3
- 238000007373 indentation Methods 0.000 description 3
- 230000003071 parasitic effect Effects 0.000 description 3
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 3
- 230000003144 traumatizing effect Effects 0.000 description 3
- 208000010412 Glaucoma Diseases 0.000 description 2
- 230000009471 action Effects 0.000 description 2
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 2
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 2
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 2
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 2
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 description 2
- 210000004279 orbit Anatomy 0.000 description 2
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 2
- 230000007170 pathology Effects 0.000 description 2
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 2
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 2
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 2
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 2
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 1
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 1
- 230000003444 anaesthetic effect Effects 0.000 description 1
- 230000037007 arousal Effects 0.000 description 1
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 1
- 230000009841 epithelial lesion Effects 0.000 description 1
- 239000003889 eye drop Substances 0.000 description 1
- 229940012356 eye drops Drugs 0.000 description 1
- 239000011888 foil Substances 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 1
- 238000005286 illumination Methods 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 230000002452 interceptive effect Effects 0.000 description 1
- 238000005305 interferometry Methods 0.000 description 1
- 239000003589 local anesthetic agent Substances 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N mercury Chemical compound [Hg] QSHDDOUJBYECFT-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052753 mercury Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 238000005457 optimization Methods 0.000 description 1
- 230000008569 process Effects 0.000 description 1
- 238000011002 quantification Methods 0.000 description 1
- 210000003786 sclera Anatomy 0.000 description 1
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 1
- 230000006641 stabilisation Effects 0.000 description 1
- 238000011105 stabilization Methods 0.000 description 1
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 description 1
- 210000003454 tympanic membrane Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
- A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
- A61B3/16—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for measuring intraocular pressure, e.g. tonometers
- A61B3/165—Non-contacting tonometers
Landscapes
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Eye Examination Apparatus (AREA)
- Measurement Of Mechanical Vibrations Or Ultrasonic Waves (AREA)
- Instruments For Measurement Of Length By Optical Means (AREA)
Abstract
Procedimiento de detección de al menos un modo propio de vibración de un ojo mediante interferometría láser. Dicho procedimiento consta de las siguientes etapas que consisten en: - colocar el ojo (3) en relación a un dispositivo de detección (1) de manera que forme con este dispositivo una cavidad de Pérot-Fabry de eje óptico principal (A1) y que conste de dos lados reflectantes opuestos según el eje óptico principal (A1). Uno de estos lados está constituido por un elemento reflectante (M1) fijo y el otro está formado por la córnea (2) del ojo (3); - inyectar en esta cavidad un haz de láser (F) incidente, las alineaciones lateral y longitudinal de la córnea (2) en relación al eje óptico principal (A1) están realizadas de forma que se obtengan interferencias longitudinales entre los haces de láser de ida y vuelta reflejados entre los dos lados reflectantes de la cavidad (M1, 2); y - detectar mediante un sensor optoelectrónico (7) la intensidad (I) en el tiempo de estas interferencias, dicho procedimiento está caracterizado porque el haz de láser (F) incidente está alineado y centrado sobre el eje óptico principal (A1) de la cavidad de Pérot-Fabry.
Description
Procedimiento y dispositivo de detección de
modos propios de vibración de un ojo mediante interferometría láser,
y su aplicación a la medición de la presión intraocular (PIO).
La presente invención hace referencia a la
detección de modos propios de vibración de un ojo. Se aplica
preferentemente, aunque no exclusivamente, a la medición de la
presión intraocular (PIO).
En el área de la oftalmología, la medición de la
presión intraocular se utiliza, por ejemplo, para diagnosticar
determinadas patologías oftalmológicas, de las cuales, la principal
es el glaucoma ocular.
A día de hoy existen diferentes dispositivos de
medición de la presión intraocular que pueden clasificarse en dos
categorías principales: los tonómetros y los dispositivos de
medición mediante interferometría láser. Entre los tonómetros de
contacto se encuentran principalmente los tonómetros de indentación,
como por ejemplo el tonómetro de Schiotz y los tonómetros de
aplanación, de los cuales, el más extendido es el tonómetro de
Goldman.
Los tonómetros de indentación utilizan un pistón
que se utiliza para deformar la pared ocular, enfocándose en la
córnea y la medición de la PIO se realiza midiendo la longitud de
desplazamiento del pistón. El mayor inconveniente de la tonometría
de indentación es que obliga a tener en cuenta la rigidez de la
pared ocular, lo que supone una variabilidad de la medición de un
ojo al otro. Por este motivo, se puede considerar que esta técnica
de medición no es la más utilizada hoy en día.
Los tonómetros de aplanación utilizan el
principio conocido según el cual la presión que existe en el
interior de una cámara de presión esférica, como el ojo, está
relacionada con la fuerza que es capaz de aplanar una superficie
determinada de esta esfera.
Más en concreto, entre los tonómetros de
aplanación, el tonómetro de Goldman está compuesto por un cono de
aplanamiento de plástico que contiene un biprisma que transforma la
imagen redonda de la córnea aplanada en dos semicírculos que
coinciden en el momento de la aplanación de la córnea. Este cono de
aplanamiento está unido por una varilla a un sistema que genera,
gracias a un muelle calibrado, la fuerza necesaria para la
aplanación y que convierte esta fuerza en milímetros de mercurio
(mm-Hg). El principal inconveniente de este
tonómetro es que su utilización resulta traumatizante para el ojo y
dolorosa, ya que se ejerce una fuerza mecánica de deformación sobre
la córnea. El resultado de ello es que la medición repetida sobre el
mismo ojo puede producir una lesión del epitelio corneal y en la
práctica este método debe ser utilizado necesariamente por un
oftalmólogo y utilizando una anestesia local para el ojo, en forma
de colirio anestésico. Igualmente, a pesar de una sensibilidad
satisfactoria, las causas de error en la medición son numerosas
debido a la variabilidad ligada a las lágrimas, a la adaptación, al
grosor de la
córnea.
córnea.
El segundo tipo de tonómetro de aplanación,
todavía denominado tonómetro sin contacto, utiliza un chorro de
aire de corta duración para deformar la córnea justo para tornarla
cóncava pero pasando por una fase donde la superficie aplanada de
la córnea presenta el mejor ángulo de reflexión entre la fuente
luminosa y un sensor optoelectrónico. Esto es lo máximo que se
detecta y se considera como momento de medición. El tiempo
transcurrido entre el comienzo del chorro de aire y la reflexión
máxima sobre la córnea puede traducirse en un valor de presión
intraocular. Este tipo de tonómetro implica otra vez, de forma
perjudicial, una deformación mecánica de la córnea.
Más recientemente se han propuesto dispositivos
de medición de la presión intraocular por interferometría láser,
con la principal ventaja de que se evita ejercer una fuerza de
presión mecánica sobre la córnea para deformarla durante la
medición. Estos dispositivos se basan en hacer vibrar el ojo, por
ejemplo, mediante una onda acústica y utilizando un interferómetro
de tipo Michelson para detectar las frecuencias de los modos
propios de vibración del ojo. Los trabajos han mostrado, en efecto,
que existía una relación simple entre las frecuencias de los modos
propios de vibración del ojo y la presión intraocular.
Un ejemplo de este tipo de dispositivo se
describe en la solicitud de patente internacional
WO-A-9321820. En este tipo de
interferómetro, el haz de láser incidente principal se divide
mediante un espejo divisor (referencia 46 del ejemplo de
realización de la figura 2 de
WO-A-9321820) en dos haces
incidentes secundarios, orientados 90º, uno de los haces incidentes
secundarios es reflejado por la superficie de la córnea del ojo, el
otro haz incidente secundario es reflejado por un espejo
(referencia 70 en el ejemplo de realización de la figura 2 de
WO-A-9321820). Los dos haces
devueltos y reflejados respectivamente por la córnea y por el espejo
vuelven al espejo divisor donde interfieren. Un inconveniente
importante de este dispositivo es que para obtener las
interferencias, es imperativo que los haces devueltos sean
perfectamente colineales. Se deduce que la córnea debe estar
perfectamente alineada en relación al espejo divisor y que no es
posible admitir la más mínima desalineación lateral o longitudinal
de la córnea, lo que hace de la medición algo muy exigente en
términos de posicionamiento del ojo. Igualmente se deduce que este
dispositivo es extremadamente sensible a las más mínimas
perturbaciones exteriores susceptibles de modificar muy ligeramente
la alineación del sistema óptico y es especialmente sensible a los
más mínimos movimientos y vibraciones mecánicas del dispositivo.
Otro inconveniente de este tipo de dispositivo es que la detección
de las frecuencias propias de vibración del ojo mediante la
medición de la intensidad transmitida por el interferómetro necesita
en la práctica la utilización de un láser de gran potencia, lo que
conlleva el riesgo de lesionar la córnea. Finalmente, en la
solicitud de patente internacional
WO-A-9321820, la excitación del ojo
para que comience a vibrar se realiza según un método armónico de
barrido de frecuencias de la onda acústica de excitación. Este
método de excitación armónica presenta el inconveniente de que
aumenta la duración de la medición y, sobre todo, la onda acústica
puede dañar el tímpano.
La invención aspira a proponer un nuevo
procedimiento de detección mediante interferometría láser, de uno o
varios modos propios de vibración de un ojo pero que, en comparación
con los métodos anteriormente citados, basados en la utilización de
un interferómetro de tipo Michelson, presente principalmente las
ventajas de ser menos exigente con el posicionamiento del ojo, que
sea menos sensible a las perturbaciones exteriores y,
especialmente, a las vibraciones mecánicas y que se pueda utilizar
con un láser de menor potencia.
Más en concreto, las ventajas anteriormente
citadas de la invención hacen posible la realización de un
dispositivo de detección de tipo ambulatorio, pero precisando que
la invención no está, sin embargo, limitada a este aspecto
ambulatorio.
El proceso de detección de la invención consta
de etapas que consisten en colocar el ojo en relación a un
dispositivo de detección, procurando formar con dicho dispositivo
una cavidad de Pérot-Fabry que conste de dos lados
reflectantes opuestos según el eje óptico principal de la cavidad,
estando uno de estos lados constituido por un elemento reflectante
fijo y el otro estando formado por la córnea del ojo; inyectar en
esta cavidad un haz de láser incidente; las alineaciones lateral y
longitudinal de la córnea en relación al eje óptico principal de la
cavidad estando realizadas de tal forma que se obtengan
interferencias longitudinales entre los haces de láser de ida y
vuelta reflejados entre los dos lados reflectantes de la cavidad;
detectar mediante un sensor optoelectrónico la intensidad (I) en el
tiempo de estas interferencias.
De forma característica, el haz de láser
incidente se centra y alinea sobre el eje óptico principal de la
cavidad de Pérot-Fabry.
Otras características y ventajas de la invención
aparecen más claramente en la lectura de la descripción que hay a
continuación de una variante de la realización, la cual se otorga a
modo de ejemplo no limitativo y en referencia a los diseños
adjuntados, en los cuales:
- La figura 1 es un esquema de principio de un
aparato conforme a la invención que permite la medición de al menos
una frecuencia propia de la vibración de un ojo y, por lo tanto, la
medición de la presión intraocular (PIO),
- La figura 2 ilustra un ejemplo (conocido) de
variación de las frecuencias de diferentes modos propios de la
vibración de un ojo en función de la presión intraocular,
- Las figuras 3, 4, 5 y 6 ilustran un ejemplo de
realización, en forma de módulos unidos, de un dispositivo de
detección según la invención,
- La figura 7 ilustra un ejemplo particular de
señal medida por el sensor de la invención y representativo de una
frecuencia propia de la vibración del ojo de 300 Hz,
- La figura 8 representa el espectro de potencia
de la señal de la figura 7 después de la de transformada de
Fourier,
- La figura 9 es un gráfico que permite
determinar en un caso particular la sensibilidad longitudinal del
dispositivo de detección,
- La figura 10 es un esquema óptico simplificado
que permite ilustrar los efectos de una desalineación lateral
\Delta_{d} del ojo,
- Las figuras 11 y 12 representan
respectivamente la altura h y el ángulo \alpha (para una ida y
vuelta del haz luminoso en la cavidad de
Pérot-Fabry) en función de la desalineación lateral
\Delta_{d},
- Las figuras 13 y 14 se pueden comparar
respectivamente con las figuras 11 y 12, pero se incluyen para dos
idas y vuelta del haz luminoso en la cavidad de
Pérot-Fabry,
- La figura 15 ilustra un ejemplo de mira
utilizada en una primera variante de realización para llevar a cabo
la alineación lateral y la alineación longitudinal del ojo en
relación al eje óptico principal del dispositivo de detección,
- La figura 16 es una representación esquemática
de otra variante de realización de un aparato según la invención
que utiliza los medios ópticos perfeccionados para controlar las
alineaciones laterales y longitudinales del ojo.
El aparato de la figura 1 comprende:
- -
- un dispositivo 1 que permite una detección optoelectrónica de la vibración de la córnea 2 de un ojo 3 mediante interferometría láser y que libera una señal eléctrica 4 temporal característica de la amplitud de la vibración de la córnea 2 en el tiempo,
- -
- un sistema electrónico 5 de tratamiento de señales, concebido para, en una primera etapa, calcular el espectro de frecuencia de la señal temporal 4, por ejemplo, calculando la transformada de Fourier de la señal 4 y para, en una segunda etapa, a partir de este espectro de frecuencia, determinar la frecuencia de al menos un modo propio de vibración del ojo.
La aportación de la invención reside
esencialmente en el dispositivo de detección 1 descrito en detalle a
continuación. Las dos etapas de cálculo, anteriormente citadas,
realizadas por el sistema electrónico 5 y los medios necesarios
para utilizarse y que conocen los expertos en el área del
tratamiento de señales, no se detallan en la presente
descripción.
Previamente a la descripción del dispositivo de
detección 1, se recuerda que el ojo puede modelarse como una
hetero-estructura de forma esférica, caracterizada
por los coeficientes de elasticidad, viscosidad e impedancia. Si el
ojo es excitado de forma mecánica, de la forma adecuada para que
comience a vibrar, es posible excitar las frecuencias propias de la
vibración de esta hetero-estructura. Ahora bien,
estos modos propios de vibración están calculados mediante un
modelado matemático del ojo y permiten cuantificar las variaciones
de frecuencia propias en función de la presión intraocular. A modo
de ejemplo, la figura 2 adjunta muestra la variación en frecuencias
de los diferentes modos propios de vibración en función de la
presión intraocular para un ojo modelado matemáticamente mediante
un modelo lineal (curvas de puntos) o mediante un modelo no lineal
(curvas de trazo continuo). Hoy en día se sabe que la medición de
la frecuencia de la vibración de al menos un modo propio de
vibración del ojo permite acceder a la medición de la presión
intraocular mediante el calibrado utilizando técnicas conocidas.
Preferiblemente se mide la frecuencia de vibración de los modos más
elevados y, en particular, del modo (5) de la figura 2. Esta
medición de la presión intraocular permite diagnosticar patologías
oftalmológicas, de las cuales, la principal es el glaucoma
ocular.
En referencia a la figura 1 y conforme a una
característica esencial de la invención, el dispositivo de detección
1 consta de una parte óptica 6, que una vez colocada en relación al
ojo forma un interferómetro de Pérot-Fabry que
consta de una cavidad de reflexión de ondas, donde uno de los dos
extremos está formado por la superficie externa 2a de la córnea 2
del ojo y un sensor optoelectrónico 7 que permite detectar la
intensidad de la onda (I) transmitida a la salida por el
interferómetro 6 y liberar la señal eléctrica 4 anteriormente citada
en función de esta intensidad.
En referencia a las figuras 1 y 3 a 6, en una
variante particular de la realización, el dispositivo de detección
1 está compuesto por nueve módulos, de la A a la I.
Módulo A: este módulo consta de un diodo
láser de longitud de onda \lambda (siendo válidos, por ejemplo,
635 manómetros) equipado con un sistema de estabilización de
temperatura y potencia (1,9 mW). El diodo láser dispone de una
óptica de colimación que limita la divergencia del haz de láser.
Acepta una alimentación de 4,5 V mediante pila o de 5 V mediante
alimentación exterior y una corriente de alimentación limitada a 60
mA.
Módulo B: este módulo está formado por
una lámina de cuarto de onda (no representada en la figura 1) que
permite polarizar de forma circular la radiación del diodo
láser.
Módulo C: está formado por un espejo
plano M1 cuyos coeficientes de reflexión R_{1} y de transmisión
T_{1} en intensidad tienen unos valores respectivos de 98% y 2%.
Su acción permite:
- -
- limitar la pérdida de energía de la cavidad de Pérot- Fabry debido al bajo coeficiente de reflexión del ojo (R_{3}: 2,5%) y mejorar así el contraste del sistema interferométrico;
- -
- limitar la potencia del diodo láser a (19,73+-0,01) \muW (valor medido detrás del espejo) a fin de poder responder a las normas de potencia admisible sobre el ojo.
Módulo D: está formado por un espejo
divisor M2 cuyos coeficientes de reflexión R_{2} y transmisión
T_{2} en intensidad tienen unos valores respectivos de 40% y 60%.
Este espejo divisor M2 permite reducir una segunda vez la potencia
del diodo láser haciéndolo pasar a 12,8 \muW (valor medido detrás
del paso de M2).
Módulo E: está formado por una lente de
corrección plano- convexa 8 de focal (f) con un valor en particular
de 30 mm. Su acción permite corregir la divergencia causada por la
curvatura de la córnea del ojo. La elección de la focal se realiza
en función de la reducción de la sensibilidad a la desalineación
lateral del ojo en relación al eje óptico del sistema
interferométrico. Por otro lado, la lente posee preferentemente un
tratamiento antirreflectante de longitud de onda del láser, con el
fin de evitar reflejos parásitos en el nivel de la lente que
podrían causar un fenómeno de doble cavidad.
Módulo F: este módulo constituye un
filtro de interferencia (no representado en la figura 1). Se trata
de una placa dieléctrica de lados paralelos parcialmente
reflectantes que no transmiten más que una banda espectral de
radiación incidente. Más en concreto, en un ejemplo de realización,
esta placa permite transmitir una banda espectral de 10 nanómetros
centrada sobre la longitud de onda del láser, aislando así el sensor
7 de cualquier otra radiación óptica (como por ejemplo, de la
iluminación) que no sea la del diodo láser del módulo A. Este
filtro tiene preferentemente un tratamiento antirreflectante de
longitud de onda del láser (635 nanómetros) en el lado opuesto (el
que se encuentra al lado del sensor 7) con el fin de evitar
cualquier reflejo parásito entre la superficie del sensor 7 y la
del filtro de interferencia.
Módulo G: forma el sensor optoelectrónico
7 anteriormente citado. Más en concreto, este sensor es un sensor
de avalanchas que presenta las siguientes características de
funcionamiento, dadas por una temperatura de funcionamiento de 25ºC
y con una alimentación de +/-12V.
Permite una integración en una gran superficie
circular (diámetro 3,0 mm) para poder solucionar el problema de
desalineación óptica del ojo. Posee una banda que pasa de 100 kHz y
permite medir una potencia límite de 0,005,10^{-9} W para la
longitud de onda de 800 nm.
Módulo H: (figura 4) forma una montura
tubular que consta de un tubo exterior H1 en el cual se inserta un
tubo interno H2 y que permite soportar un dispositivo óptico (O)
mediante un tornillo de sujeción V. La montura tubular H está
concebida para ser ensamblada con otras monturas del mismo tipo,
permitiendo así la elaboración de una estructura más compleja que
alberga los diferentes dispositivos ópticos (O). Para la realización
del dispositivo de detección 1 se utilizan cuatro monturas
tubulares H que sirven de alojamiento respectivamente a la lámina
de cuarto de onda (módulo B anteriormente citado), al espejo plano
M1 (módulo C), a la lente plano-convexa 8 (módulo
E) y al filtro de interferencias (módulo F).
Módulo I: (figura 5) este módulo permite
ensamblar las monturas tubulares H según dos ejes perpendiculares y
sirve de alojamiento al espejo divisor M2.
El ensamblaje de los diferentes módulos entre sí
para constituir el dispositivo de detección 1 está representado en
la figura 6.
En referencia a las figuras 1 y 6, el
dispositivo de detección 1 forma un sistema óptico que consta de un
eje óptico principal A1 y un eje óptico secundario A2 orientado 90º
debido a la utilización del espejo divisor M2. El diodo láser
(módulo A), la lámina de cuarto de onda (módulo B), el espejo plano
M1, el espejo divisor M2 (módulo C) y la lente
plano-convexa 8 (módulo E) se alinean de forma fija
y precisa y se centran sobre el eje óptico principal A1. El espejo
divisor M2 (módulo D), el filtro de interferencias (módulo F) y el
sensor 7 (módulo G) se alinean de forma fija y precisa y se centran
sobre el eje óptico secundario A2. En un ejemplo conciso de
realización otorgado a título únicamente indicativo, las distancia
L_{1}, L_{2} y L_{5} y L_{6} (figura 3 y figura 1) tienen
un valor de 2,5 cm y la distancia L_{4} un valor de 5 cm.
Para detectar los modos propios de vibración de
un ojo 3 mediante el dispositivo de detección 1 que se acaba de
describir, se alinea sensiblemente (ver siguiente análisis sobre la
sensibilidad lateral del dispositivo) el centro de la córnea 2 del
ojo 3 sobre el eje óptico principal A1, posicionándolo
longitudinalmente a una distancia L_{3} predeterminada (ver
siguiente análisis sobre la sensibilidad longitudinal del
dispositivo) de modo que el módulo I y el módulo H (que sirve de
alojamiento a la lente plano-convexa 8) forman una
cavidad de Pérot-Fabry de eje óptico principal A1 y
uno de cuyos lados reflectantes según este eje óptico principal
está constituido por el espejo plano M1 y cuyo otro lado reflectante
opuesto está constituido por la córnea 2 del ojo 3, siendo la
longitud L (distancia que separa la córnea del espejo plano M1) de
esta cavidad de Pérot-Fabry variable y dependiendo
de las amplitudes de vibración de la córnea 2 del ojo 3.
En referencia al esquema de principio de la
figura 1, cuando está funcionando, el haz de láser entrante F
(después de la polarización circular mediante la lámina de cuarto de
onda anteriormente mencionada) se inyecta en el interior de la
cavidad de Pérot-Fabry, pasando a través del espejo
M1, atraviesa el espejo divisor M2 hasta alcanzar la superficie
2a de la córnea 2. Una parte de este haz incidente es
reflejada por la córnea hasta el espejo divisor M2 en forma de haz
de retorno F'. Este haz de retorno F' cuando alcanza el espejo
divisor M2, es desviado, en parte, 90º por el espejo divisor M2 para
formar el haz saliente F''; la otra parte del haz de retorno F' se
transmite a través de M2 hasta el espejo plano M1, donde sufre una
reflexión, etc...
La intensidad transmitida por esta cavidad de
Pérot-Fabry de longitud L variable, es decir, la
intensidad I del haz saliente F'' en relación a la intensidad
I_{o} (conocida) del haz de láser incidente F está dada por la
siguiente fórmula:
La intensidad (I) al salir de la cavidad de
Pérot-Fabry (señal 4 liberada por el sensor
optoelectrónico 7) varía de forma periódica en función de la
longitud L variable de la cavidad.
Para los múltiplos enteros de \lambda/2
(\lambda longitud de onda del láser), la intensidad es máxima y
dada por la siguiente fórmula:
Para los múltiplos enteros y uno medio de
\lambda/2, la intensidad es mínima y dada por la siguiente
fórmula:
Así, el período de la función de transferencia
del interferómetro Pérot-Fabry corresponde a la
mitad de la longitud de onda del haz de láser inyectado en la
cavidad. Dicho de otra forma, para un diodo láser de longitud de
onda \lambda, el interferómetro permite medir las variaciones de
longitud L del orden de \lambda/2.
Las vibraciones de la córnea 2 se pueden
comparar a una oscilación sinusoidal amortiguada (para tener en
cuenta la presión ejercida por la órbita del ojo y de la de los
músculos asociados al ojo). En este caso, la longitud L de la
cavidad toma la forma:
En esta fórmula (4):
- -
- I representa la amplitud de vibración de la superficie 2a de la córnea 2,
- -
- w es la frecuencia de vibración del ojo,
- -
- c es el coeficiente de amortiguación.
De las consideraciones abajo expuestas se deduce
que la intensidad (I) al salir de la cavidad de
Pérot-Fabry es medida por el sensor optoelectrónico
7 (señal 4) y pasa por una sucesión de extremos a una cierta
velocidad característica de la frecuencia de vibración de la
córnea. A modo indicativo, en la figura 7 se encuentra ilustrado un
ejemplo concreto de la señal 4 medida por el sensor y es
representativo de una frecuencia propia de vibración del ojo de 300
Hz y con una amplitud inicial de oscilación de la córnea antes
amortiguada de 0,5 \mum.
Para acceder a la frecuencia de vibración de la
córnea es suficiente con efectuar la transformada de Fourier de la
señal 4 (primera etapa realizada por el sistema electrónico 5 de la
figura 1). Así se obtiene un espectro de potencia de la señal 4,
del tipo que se encuentra ilustrado en la figura 8. En este espectro
se vuelve a encontrar un pico principal (P_{1}) que corresponde a
la frecuencia de vibración de la córnea 2, así como los armónicos
de esta frecuencia, caracterizados por los picos (P_{2}, P_{3},
P_{4}) de intensidad menor.
El ojo es un elemento no fijo de la cavidad de
Pérot-Fabry; su alineación constituye un parámetro
que varía de una medición a otra, por lo cual es conveniente
definir unos límites de variación que no se deben superar para
obtener la medida de los modos propios de vibración del ojo. La
sensibilidad del dispositivo de detección 1, anteriormente
descrito, en una desalineación longitudinal y en una desalineación
lateral se va a abordar ahora de forma sucinta:
\vskip1.000000\baselineskip
El objetivo es determinar una gama de
estabilidad que permita garantizar una refocalización del haz según
el eje óptico principal A1 sobre sí mismo en la cavidad. Para la
estabilidad longitudinal es necesario tener en cuenta la parte que
está compuesta por el espejo plano M1 y el sistema
ojo-lente 8. Sabiendo que en el dispositivo de
detección 1 sólo la distancia ojo-lente 8 es
variable, el estudio de la estabilidad longitudinal consiste en
determinar la capacidad de la cavidad de Pérot-Fabry
(formada por el espejo plano M1 y el sistema
ojo-lente 8) de confinar la radiación en función de
la distancia ojo-lente 8 (distancia L_{3} de la
figura 1).
La cavidad de Pérot-Fabry es
estable longitudinalmente después de n idas y vueltas, el haz es
refocalizado sobre sí mismo. Modelando el ojo mediante un espejo
esférico divergente de rayo de curvatura R, la matriz de
transferencia de esta cavidad de Pérot-Fabry, que
permite calcular las coordenadas del rayo luminoso después de n
idas y vueltas en la cavidad en función de las coordinadas iniciales
a la entrada de la cavidad, es:
con una
parte:
Y con otra
parte:
Se recuerda que las distancias L y L_{3} de
más arriba son las indicadas en la figura 1 y que el parámetro (f)
representa la distancia focal de la lente 8.
Para que la cavidad sea estable es necesario que
\theta sea real. Esta condición de estabilidad es equivalente a
la condición: | A+D | \leq 2.
En la figura 9 se representa la curva A+D en
función de la distancia ojo/lente 8 (L_{3}) para una distancia
focal f de la lente 8 con un valor de 30 mm. En este gráfico se
puede constatar que en este caso particular, la zona de estabilidad
se obtiene para una L_{3} comprendida entre 22 mm y 30 mm. Para un
buen funcionamiento del dispositivo de detección 1, en este caso,
basta con garantizar que el ojo se mantiene a la distancia L_{3},
comprendida en la zona de estabilidad anteriormente citada.
La alineación lateral del ojo con el eje óptico
principal A1 de la cavidad de Pérot-Fabry es
primordial para obtener una señal de interferencia en el sensor 7.
El objetivo del siguiente estudio de la sensibilidad lateral es,
por un lado, determinar un umbral límite de tolerancia a la
desalineación lateral y por otro, concebir un sistema de alineación
del ojo que tenga en cuenta esta sensibilidad lateral.
En referencia al esquema óptico de la figura 10,
el parámetro que caracteriza esta desalineación lateral es la
distancia \Delta_{d}, la cual tiene una influencia sobre la
altura h y el ángulo \alpha del rayo de retorno sobre el espejo
plano M1. En las figuras 11 y 12 se han representado respectivamente
la altura h y el ángulo \alpha tras una ida y vuelta del haz
luminoso en la cavidad, en función de la desalineación lateral
\Delta_{d} en relación al eje óptico A1 para una distancia focal
f con un valor de 30 mm, y éste para varias distancias
ojo-lente 8 (distancia L_{3}) en mm. Las figuras
13 y 14 son comparables, respectivamente, a las figuras 11 y 12,
excepto en las dos idas-vueltas del haz luminoso
dentro de la cavidad. En la práctica, no es necesario considerar
más de dos idas y vueltas del haz, puesto que más allá las
amplitudes de las ondas que interfieren se vuelven
irrelevantes.
Los resultados de las figuras 11 a 14 muestran
que el dispositivo de detección 1 es muy sensible a la desalineación
lateral. Una desalineación lateral de 0,5 mm del ojo respecto al
eje óptico hace divergir el haz de retorno en un ángulo entre 2º a
0º según esté ubicado el ojo a una distancia L_{3} de la lente 8
comprendida entre 22 mm y 30 mm. Esta divergencia se traduce en una
altura de haz h en el nivel del espejo plano M1 que puede alcanzar
los 4 mm. Se puede considerar que la cavidad es estable si la altura
h es inferior a la anchura (más comúnmente denominada "waist")
del haz dentro de la cavidad. En consecuencia, en el caso concreto
de las figuras 11 a la 14 y con un haz de anchura media de 3 mm, se
puede considerar que el dispositivo es estable hasta una
desalineación lateral \Delta_{d} de 0,3 mm y que a partir de ahí
la cavidad de Pérot-Fabry se vuelve inestable.
La reducción de la sensibilidad lateral puede
obtenerse primeramente mediante la reducción de la longitud L de la
cavidad de Pérot-Fabry. Una cavidad más corta
permite limitar los efectos de divergencia del haz de retorno
(parámetros h y \alpha) inducidos por la desalineación lateral del
ojo.
Una reducción de la sensibilidad lateral más
considerable se puede obtener igualmente seleccionando una lente 8
que posea una distancia focal corta (f). Los cálculos efectuados
para una distancia focal de 20 mm (en lugar de los 30 mm
anteriores) muestran una disminución de la altura h de más de 1 mm
para una ida y vuelta y de más de 5 mm para dos idas y vueltas. De
esta forma, la elección de una distancia focal de 20 mm para la
lente 8 permite alinear el ojo en relación al eje óptico con una
precisión menos exigente de 0,5 mm. A la inversa, para ilustrar la
importancia de la distancia focal de la lente 8 sobre la
sensibilidad lateral, si equipamos el dispositivo de detección 1
con una lente 8 de distancia focal con un valor de 50 mm, la
alineación del ojo con el eje óptico deberá realizarse con una
precisión inferior a 0,15 mm.
En conclusión, si se elige de forma acertada una
distancia focal corta para la lente 8 (por ejemplo, 20 mm) y una
cavidad de longitud L corta, se optimiza la sensibilidad lateral del
dispositivo.
En la figura 15 se ha representado la imagen de
una mira a escala 1 que comprende una cruz 9 que se utiliza para
alinear lateralmente el ojo con el eje óptico y un círculo 10 que se
utiliza para alinear longitudinalmente el ojo en relación a la
lente 8 (distancia L_{3}). Esta mira se coloca en la cavidad de
Pérot-Fabry, entre el elemento reflectante M1 y la
lente (8) y más en concreto, entre el espejo divisor M2 y la lente
8, preferentemente en el nivel del plano focal de la lente 8, con
el fin de que la imagen de la mira que observa el ojo a través de
la lente 8 resulte los menos fatigante posible. Un ojo normal no
tendría que acomodarse. La mira se encuentra en el trayecto del
haz. Ésta está formada por una lámina transparente que posee un
coeficiente de reflexión con una longitud de onda \lambda del
láser, la menor posible, con el fin de no disminuir el nivel de la
intensidad transmitida por la cavidad. Con este fin, por ejemplo, la
lámina se tratará con un antirreflectante de longitud de onda del
láser.
Cuando el ojo observa la imagen virtual de la
cruz 9 de la mira a través de la lente 8, las aspas de la cruz se
deforman cuando el ojo no está alineado con el eje óptico de la
lente 8 (es decir, el eje óptico A1 de la cavidad). Esta
deformación es aún más importante cuando la distancia focal (f) de
la lente es corta.
La distancia mínima L_{3} (valor inferior de
la zona de estabilidad longitudinal anteriormente definida) está
fijada por la longitud de la montura tubular en la cual se inserta
la lente 8. Por lo tanto, para la alineación longitudinal es
suficiente con poder aumentar la distancia L_{3} (distancia
ojo-lente 8) al valor máximo autorizado (30 mm en
el ejemplo anteriormente citado) de la zona de estabilidad
longitudinal del dispositivo. A este efecto, el diámetro del
círculo 10 de la mira se determina en función de este valor máximo
autorizado de L_{3}, de forma que el ojo 3 pueda observarlo a
través de la lente 8 cuando el ojo está situado a una distancia
L_{3} de la lente 8 inferior al valor máximo de la zona de
estabilidad. A modo de ejemplo, para un valor máximo de 30 mm, el
diámetro del círculo 10 será de 1 cm.
Mediante la mira se comienza por alinear el ojo
lateralmente en relación a eje óptico A1 de la cavidad de
Pérot-Fabry (corrección de la alineación lateral
hasta que la cruz 9 de la mira no aparezca deformada) y
longitudinalmente en relación con la lente (corrección de la
distancia L_{3} hasta que el ojo pueda observar el círculo 10 de
la mira. Para las correcciones de la posición del ojo, el
dispositivo podrá estar fijado sobre un aparato que permita un
ajuste preciso de la posición del dispositivo 1 en un espacio
tridimensional y que conste de un sistema de inmovilización de la
cabeza del paciente en este espacio para evitar cualquier
desplazamiento parásito que no sea el del dispositivo de detección
(por ejemplo, una mentonera con palanca de mando para desplazar el
dispositivo de detección 1). Sin embargo, esto no es limitativo de
la invención. Es, en efecto, igualmente considerable concebir un
dispositivo de detección que sea de tipo ambulatorio, sabiendo, en
particular, que la mira permite a una persona no iniciada validar
fácilmente las alineaciones lateral y longitudinal de su ojo en
relación al eje óptico A1 del dispositivo.
Una vez que el ojo se ha alineado longitudinal y
lateralmente, se realiza una excitación mecánica del mismo para que
comience a vibrar. Esta excitación puede ser de tipo armónico o,
preferentemente, de tipo impulsivo, sabiendo que el dispositivo de
detección puede utilizarse con cualquiera de estos métodos de
excitación. En el primer caso (método armónico) el ojo se excita
mecánicamente, por ejemplo, mediante una onda sonora transmitida
hasta la cavidad ocular y realizando un barrido de frecuencias. Sin
embargo, este método armónico presenta el inconveniente de ser
largo y traumatizante para el paciente. Por lo tanto, es preferible
la utilización del método impulsivo que consiste en someter al ojo
a un impulso breve, parecido a un delta de Dirac que cubre todo el
espectro de frecuencias de excitación. Esta excitación de tipo
impulsivo puede, por ejemplo, obtenerse mediante un impacto breve y
ligero sobre el cráneo del paciente, cerca del alojamiento del ojo.
De forma aún más ventajosa e inesperada, según la invención, se ha
observado y validado que puede obtenerse mediante un simple
pestañeo del párpado, o eventualmente, varios pestañeos cortos y
repetidos del párpado. Esto se puede explicar por el hecho de que
en el parpadeo, el párpado roza la parte anterior del ojo (córnea,
bulbo conjuntivo e indirectamente la esclera). Este breve roce
puede así parecerse a una excitación mecánica impulsiva del ojo.
La invención no está limitada al dispositivo
particular de detección que se ha descrito en referencia a las
figuras adjuntas. En general, la lente de corrección
plano-convexa 8 podría sustituirse por cualquier
lente convergente. En otra variante de la realización, el espejo
(M1) podría sustituirse por una lente plano- convexa cuyo lado
plano sería tratado de forma que permitiera la reflexión del haz de
láser en la cavidad de Pérot-Fabry. En otra
variante de la realización, la cavidad de
Pérot-Fabry podría realizarse mediante una fibra
óptica, más en concreto, esta fibra óptica estaría equipada en uno
de sus extremos de una micro- lente que cumpliría la misma función
que la lente de corrección 8 del dispositivo de detección
anteriormente descrito. La fibra óptica constaría, por ejemplo, de
una red de Bragg que cumpliría la misma función que el espejo M1.
Esta variante con fibra óptica permite ventajosamente concebir un
dispositivo de detección de tamaño reducido de tipo ambulatorio.
En la figura 16 se ha representado una variante
de la realización que consta de los medios perfeccionados para
controlar las alineaciones lateral y longitudinal del ojo respecto
al eje óptico principal (A1). Estos medios perfeccionados constan
de:
- una fuente luminosa S que, una vez puesta bajo
tensión, emite un haz incoherente que no resulta peligroso para el
ojo. Se trata, por ejemplo, de una fuente de luz blanca 15 equipada
de fábrica con un vidrio mate 16;
- una lámina semirreflectante 13 que está
alineada con el espejo divisor M2, según el eje óptico secundario
A2, y con la fuente luminosa S según un eje óptico A'1 paralelo al
eje principal A1, y que permite por un lado dirigir el haz luminoso
proveniente de la fuente S en dirección al espejo divisor M2,
estando dicho haz ya dirigido hacia el ojo según el eje óptico
principal A1, después de haber atravesado la lente 8, y por otro
lado, dejar pasar con destino al sensor 7 (eje óptico secundario A2)
al haz de retorno reflejado por el ojo;
- una lente 14 convergente (por ejemplo,
plano-convexa) de distancia focal f', centrada sobre
el eje óptico A'1 y colocada entre la fuente S y la lente
semirreflectante 13;
- dos miras 11 y 12 (o retículas) no orientadas,
por ejemplo, en forma de cruz, dispuestas a ambos lados de la lente
14 y centradas sobre el eje óptico de la lente 14, la mira 11
estando, más en concreto, centrada sobre el eje óptico secundario
(A2) entre la lente semirreflectante 13 y el espejo divisor M2, y
estando la mira 12 centrada sobre el eje óptico A'1 entre la fuente
S y la lente 14.
Preferentemente, las dos miras 11 y 12 son
idénticas y están colocadas a una distancia (2f') de la lente 14
(distancia d_{1} para la mira 12 y camino óptico (d_{2} +
d_{3}) para la mira 11). Preferentemente, la mira 11 está
colocada a una distancia (2f) de la lente de corrección 8 [figura
16/camino óptico (d_{4} + d_{5})]. En la variante preferente de
la realización de la figura 16, la distancia focal (f) de la lente
de corrección 8 es igual a la distancia focal f de la lente 14. Esta
característica no es, sin embargo, indispensable.
Más en concreto, la puesta en tensión de la
fuente luminosa S por un lado y del diodo láser (módulo A) por otro
está controlada por un contactor 17 de dos posiciones: una primera
posición (ilustrada en trazo continuo) en la cual sólo se alimenta
la fuente S y una segunda posición (ilustrada en trazo discontinuo)
en la cual sólo se alimenta el diodo láser.
Los ajustes de la alineación longitudinal y
transversal del ojo se realizan exclusivamente mediante la fuente
luminosa S. El diodo láser no está funcionando durante estos
ajustes.
\vskip1.000000\baselineskip
Mientras la fuente luminosa S esté alimentada,
emite destellos sobre las dos miras 11 y 12 y la alineación lateral
del ojo se obtiene cuando el ojo 2 confunde las dos miras 11 y
12.
\vskip1.000000\baselineskip
La alineación longitudinal óptima del ojo se
obtiene cuando la intensidad luminosa detectada por el sensor 7 es
superior a un umbral predeterminado y, preferentemente, cuando
alcanza su nivel máximo. Con este objetivo, en referencia a la
figura 16, un circuito comparador 18 efectúa una comparación entre
la señal 4 liberada por el sensor 7 y un umbral predeterminado,
preferentemente ajustable, y controla la activación de un indicador
19 validando para el usuario una alienación longitudinal correcta
(por ejemplo, el encendido de un diodo electroluminiscente) cuando
la amplitud de la señal 4 supera el umbral.
Una vez que las alienaciones lateral y
longitudinal del ojo se han realizado, el usuario puede, mediante el
contactor 17, operar el diodo láser para medir la PIO. Esta
variante de la figura 16 ofrece la ventaja de simplificar el
control del reglaje de la alineación lateral y longitudinal del ojo,
previa a la medición, y ofrece así este control al alcance del
usuario, sin que sea necesario llamar a un tercero especialista,
como, en concreto, un médico oftalmólogo.
En una variante preferente de la realización, la
fuente luminosa S es una fuente de luz blanca. Esta característica
no es, sin embargo, limitativa. Puede utilizarse una fuente luminosa
que presente un espectro de frecuencia reducido centrado en una
longitud de onda dada y que no sea traumatizante para el ojo (por
ejemplo, una fuente roja). En este caso, cuando el sensor
optoelectrónico 7 está equipado en la entrada con un filtro de
interferencias (no representado en la figura 1 ó 16); es
conveniente asegurarse de que este filtro de interferencias permite
transmitir un rayo proveniente de la fuente S.
Claims (21)
-
\global\parskip0.950000\baselineskip
1. Procedimiento de detección de al menos un modo propio de vibración de un ojo mediante interferometría láser. Dicho procedimiento consta de las siguientes etapas que consisten en:- -
- colocar el ojo (3) en relación a un dispositivo de detección (1) de manera que forme con este dispositivo una cavidad de Pérot-Fabry de eje óptico principal (A1) y que conste de dos lados reflectantes opuestos según el eje óptico principal (A1). Uno de estos lados está constituido por un elemento reflectante (M1) fijo y el otro está formado por la córnea (2) del ojo (3);
- -
- inyectar en esta cavidad un haz de láser (F) incidente, las alineaciones lateral y longitudinal de la córnea (2) en relación al eje óptico principal (A1) están realizadas de forma que se obtengan interferencias longitudinales entre los haces de láser de ida y vuelta reflejados entre los dos lados reflectantes de la cavidad (M1, 2); y
- -
- detectar mediante un sensor optoelectrónico (7) la intensidad (I) en el tiempo de estas interferencias, dicho procedimiento está caracterizado porque el haz de láser (F) incidente está alineado y centrado sobre el eje óptico principal (A1) de la cavidad de Pérot-Fabry.
- 2. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque entre el ojo (3) y el elemento reflectante (M1) se interpone una lente de corrección (8) convergente centrada sobre el eje óptico principal (A1) y que permite reducir la sensibilidad a la desalineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1).
- 3. Procedimiento según la reivindicación 2, caracterizado porque la lente de corrección (8) posee una distancia focal (f) corta inferior a 50 mm y preferentemente inferior a 30 mm.
- 4. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4, caracterizado porque se utiliza una mira (9) colocada en la cavidad de Pérot-Fabry y centrada sobre el eje óptico principal (A1) y porque el ojo se alinea lateralmente en relación al eje óptico principal (A1) de forma que la mira que ve el ojo no esté deformada.
- 5. Procedimiento según las reivindicaciones 2 y 4 caracterizado porque la mira (9) está colocada entre el elemento reflectante (M1) y la lente de corrección (8), en el plano focal de la lente de corrección (8).
- 6. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4 caracterizado porque se utiliza una mira (10) colocada en la cavidad de Pérot-Fabry y centrada en el eje óptico principal (A1) y porque el ojo se alinea longitudinalmente según el eje óptico principal (A1) de forma que la mira (10) sea visible para el ojo.
- 7. Procedimiento según las reivindicaciones 2 y 6 caracterizado porque la mira (10) está colocada entre el elemento reflectante (M1) y la lente de corrección (8), en el plano focal de la lente de corrección (8).
- 8. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4 caracterizado porque se utiliza una lente convergente (14) y dos miras (11, 12) colocadas a cada lado de la segunda lente (14) y centradas sobre el eje óptico de dicha lente (14) y porque para controlar la alineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1) las dos miras (11, 12) se iluminan mediante un haz luminoso incoherente y el ojo se alinea lateralmente en relación al eje óptico principal (A1) de forma que las imágenes de las dos miras que ve el ojo (3) estén superpuestas.
- 9. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4 caracterizado porque se utiliza una lente convergente (14) y dos miras (11, 12) colocadas a cada lado de la segunda lente (14) y centradas sobre el eje óptico de la lente (14) y porque para controlar la alineación longitudinal del ojo según el eje óptico principal (A1) las dos miras (11, 12) se iluminan mediante un haz luminoso incoherente y se controla la intensidad del haz de retorno reflejado por el ojo.
- 10. Procedimiento según la reivindicación 8 ó 9 caracterizado porque las dos miras (11, 12) son idénticas y se colocan a una distancia (2f) de la lente (14), siendo f la distancia focal de la lente (14).
- 11. Procedimiento según la reivindicación 2 y según una de las reivindicaciones 8 a la 10 caracterizado porque una (11) de las dos miras está colocada a una distancia (2f) de la lente de corrección (8), siendo f la distancia focal de esta lente.
- 12. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a la 11 caracterizado porque una vez alineado el ojo longitudinal y lateralmente en relación al eje óptico principal (A1), se hace vibrar la córnea mediante uno o varios pestañeos repetidos del párpado.
- 13. Dispositivo de detección mediante interferometría láser de al menos un modo propio de vibración de un ojo. Dicho dispositivo consta de:- una cavidad de Pérot-Fabry de eje óptico principal (A1), donde una de sus dos caras reflectantes está formada por un elemento reflectante (M1) alineado sobre el eje óptico (A1) y cuya otra cara reflectante está formada, cuando se utiliza el dispositivo, por la córnea (2) del ojo (3) donde se desea detectar al menos un modo propio de vibración;
\global\parskip1.000000\baselineskip
- una fuente de láser que permite emitir un haz de láser (F) incidente sobre la cavidad de Pérot-Fabry; y- un sensor optoelectrónico (7) para detectar la intensidad (I) de las interferencias longitudinales entre los haces de ida y vuelta reflejados según el eje óptico principal (A1) entre los dos lados reflectantes (M1, 2) de la cavidad de Pérot-Fabry,dicho dispositivo se caracteriza porque la fuente láser está colocada de forma que el haz de láser (F) incidente esté alineado y centrado sobre el eje óptico principal (A1) de la cavidad. - 14. Dispositivo de detección según la reivindicación 13 caracterizado porque consta de una lente de corrección (8) convergente, colocada entre los dos lados reflectantes de la cavidad de Pérot-Fabry, centrada sobre el eje óptico principal (A1) y que permite reducir la sensibilidad a la desalineación lateral del ojo.
- 15. Dispositivo según la reivindicación 14, caracterizado porque la lente de corrección (8) posee una distancia focal (f) corta inferior a 50 mm y preferiblemente, inferior a 30 mm.
- 16. Dispositivo según la reivindicación 13 caracterizado porque para controlar la alineación longitudinal del ojo según el eje óptico principal (A1) y/o la alineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1) se utiliza una mira (9, 10) colocada sobre el eje óptico principal (A1) entre los dos lados reflectantes de la cavidad de Pérot-Fabry.
- 17. Dispositivo según las reivindicaciones 14 y 16 caracterizado porque la mira (9, 10) está colocada entre el elemento reflectante (M1) y la lente de corrección (8), dentro del plano focal de la lente de corrección (8).
- 18. Dispositivo según la reivindicación 13 caracterizado porque para controlar la alineación longitudinal del ojo según el eje óptico principal (A1) y/o la alineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1), está compuesto por una lente convergente (14) y dos miras (11, 12) colocadas a ambos lados de la segunda lente (14) y centradas sobre el eje óptico de la lente (14), y una fuente luminosa que permite iluminar las dos miras (11, 12) mediante un haz luminoso incoherente.
- 19. Dispositivo según la reivindicación 18 caracterizado porque las dos miras (11, 12) son idénticas y están colocadas a una distancia (2f) de la lente (14), siendo f' la distancia focal de la lente (14).
- 20. Dispositivo según las reivindicaciones 14 y 18 caracterizado porque una (11) de las dos miras está colocada a una distancia (2f) de la lente de corrección (8), siendo f la distancia focal de esta lente.
- 21. Procedimiento de medición de la presión intraocular de un ojo haciéndolo vibrar y detección de al menos un modo de vibración del ojo conforme al procedimiento mencionado en cualquiera de las reivindicaciones 1 a la 12.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR0012957A FR2814935B1 (fr) | 2000-10-10 | 2000-10-10 | Procede et dipositif de detection des modes propres de vibration d'un oeil, par interferometrie laser, et leur application a la mesure de la pression intra-oculaire |
| FR0012957 | 2000-10-10 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| ES2339530T3 true ES2339530T3 (es) | 2010-05-21 |
Family
ID=8855186
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| ES01978517T Expired - Lifetime ES2339530T3 (es) | 2000-10-10 | 2001-10-09 | Procedimiento y dispositivo de deteccion de modos propios de vibracion de un ojo mediante interferometria laser, y su aplicacion a la medicion de la presion intraocular (pio). |
Country Status (11)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7441898B2 (es) |
| EP (1) | EP1335663B1 (es) |
| JP (1) | JP2004510526A (es) |
| AT (1) | ATE450194T1 (es) |
| AU (1) | AU2002210625A1 (es) |
| CA (1) | CA2425173A1 (es) |
| DE (1) | DE60140690D1 (es) |
| ES (1) | ES2339530T3 (es) |
| FR (1) | FR2814935B1 (es) |
| IL (1) | IL155276A0 (es) |
| WO (1) | WO2002030274A2 (es) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP5268053B2 (ja) * | 2008-05-15 | 2013-08-21 | 晃太郎 石井 | 眼球組織固有振動数測定装置及びそれを利用した非接触式眼圧計 |
| TWI450706B (zh) * | 2011-04-14 | 2014-09-01 | Crystalvue Medical Corp | 眼壓檢測裝置及其檢測方法 |
| CH705167A1 (fr) | 2011-06-16 | 2012-12-31 | Haute Ecole D Ingenierie Et De Gestion Du Canton De Vaud Heig Vd | Procédé et dispositif de mesure de la pression intraoculaire. |
| FI20135401L (fi) * | 2013-04-19 | 2014-10-20 | Garuda Oy | Mittausmenetelmä ja mittausjärjestely sähkömagneettisten aaltojen hyödyntämiseksi |
| TW201501688A (zh) * | 2013-07-09 | 2015-01-16 | Univ Nat Taiwan | 非接觸式角膜特性量測系統以及測得眼角膜之黏滯係數和彈性係數的方法 |
| CN107822589B (zh) * | 2017-12-17 | 2019-05-31 | 华中科技大学 | 一种基于光纤fpi的眼压传感器及眼压测量装置 |
| CN113974553B (zh) * | 2021-12-28 | 2022-04-01 | 广东麦特维逊医学研究发展有限公司 | 一种眼压测量装置及其工作方法 |
| CN116965771B (zh) * | 2023-06-25 | 2024-10-18 | 明澈生物科技(苏州)有限公司 | 一种用于眼压测量的光学显微系统 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3158674A (en) * | 1958-10-27 | 1964-11-24 | Gen Precision Inc | Interferometer for measuring distances normal to a plane |
| DE3201801A1 (de) * | 1982-01-21 | 1983-09-08 | Adolf Friedrich Prof. Dr.-Phys. 4300 Essen Fercher | Verfahren und anordnung zur messung der teilstrecken des lebenden auges |
| US5148807A (en) * | 1990-08-28 | 1992-09-22 | Ohio State University | Non-contact tonometer |
| AU4292193A (en) | 1992-04-30 | 1993-11-29 | Alcon Surgical, Inc. | Interferometer apparatus for measuring cornea velocity |
| DE19512711C1 (de) | 1995-04-10 | 1996-12-12 | Visionet Ges Fuer Mikrotechnis | Verfahren zur Messung des Augeninnendruckes |
| US5638176A (en) * | 1996-06-25 | 1997-06-10 | International Business Machines Corporation | Inexpensive interferometric eye tracking system |
| DE19647114A1 (de) | 1996-11-14 | 1998-05-28 | Univ Ilmenau Tech | Verfahren und Vorrichtung zur berührungslosen Messung des Augeninnendruckes |
| US5975699A (en) * | 1998-04-29 | 1999-11-02 | Carl Zeiss, Inc. | Method and apparatus for simultaneously measuring the length and refractive error of an eye |
-
2000
- 2000-10-10 FR FR0012957A patent/FR2814935B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
2001
- 2001-10-09 JP JP2002533724A patent/JP2004510526A/ja active Pending
- 2001-10-09 EP EP01978517A patent/EP1335663B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 2001-10-09 AU AU2002210625A patent/AU2002210625A1/en not_active Abandoned
- 2001-10-09 WO PCT/FR2001/003108 patent/WO2002030274A2/fr active Application Filing
- 2001-10-09 AT AT01978517T patent/ATE450194T1/de not_active IP Right Cessation
- 2001-10-09 ES ES01978517T patent/ES2339530T3/es not_active Expired - Lifetime
- 2001-10-09 IL IL15527601A patent/IL155276A0/xx unknown
- 2001-10-09 DE DE60140690T patent/DE60140690D1/de not_active Expired - Lifetime
- 2001-10-09 CA CA002425173A patent/CA2425173A1/fr not_active Abandoned
- 2001-10-09 US US10/398,673 patent/US7441898B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| ATE450194T1 (de) | 2009-12-15 |
| IL155276A0 (en) | 2003-11-23 |
| FR2814935A1 (fr) | 2002-04-12 |
| EP1335663A2 (fr) | 2003-08-20 |
| EP1335663B1 (fr) | 2009-12-02 |
| AU2002210625A1 (en) | 2002-04-22 |
| FR2814935B1 (fr) | 2003-03-28 |
| CA2425173A1 (fr) | 2002-04-18 |
| JP2004510526A (ja) | 2004-04-08 |
| WO2002030274A3 (fr) | 2002-06-13 |
| US7441898B2 (en) | 2008-10-28 |
| US20040046937A1 (en) | 2004-03-11 |
| WO2002030274A2 (fr) | 2002-04-18 |
| DE60140690D1 (de) | 2010-01-14 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| ES2279465T3 (es) | Sensor de frente de onda con iluminacion descentrada respecto al eje. | |
| CN107072529B (zh) | 利用在眼中感应的振动来测量眼睛参数 | |
| ES2294206T3 (es) | Aberrometro. | |
| JP4011295B2 (ja) | 手持ち式非接触トノメータ | |
| ES2361293T3 (es) | Dispositivo para medir la refracción de aberración ocular. | |
| US20050140981A1 (en) | Measurement of optical properties | |
| JP2005500092A (ja) | 圧平眼圧計 | |
| KR20080033191A (ko) | 각성 감지 안경 | |
| ES2339530T3 (es) | Procedimiento y dispositivo de deteccion de modos propios de vibracion de un ojo mediante interferometria laser, y su aplicacion a la medicion de la presion intraocular (pio). | |
| TW202243658A (zh) | 軸向長度測量監視器 | |
| US10349831B2 (en) | Eyeball optical measuring instrument, eyeball optical measuring method, and method for irradiating an eyeball and detecting light coming from eyeball | |
| WO2008045717A1 (en) | Ophthalmic system and method | |
| KR102052526B1 (ko) | 안압측정기 | |
| US20220218201A1 (en) | Systems, devices and methods for optical interrogation of an implantable intraocular pressure sensor | |
| ES2609290T3 (es) | Aparato de alineación de instrumento oftálmico y método de usarlo | |
| JP4653906B2 (ja) | 検眼装置用模型眼 | |
| CN108992039B (zh) | 基于共轴原理的非接触式眼压测量方法 | |
| JP2004008768A (ja) | 眼屈折力測定装置 | |
| Beiderman et al. | Optical remote continuous sensing of intraocular pressure variations | |
| KR102687793B1 (ko) | 비접촉식 안압계 | |
| ES2201796T3 (es) | Aparato para determinar y extirpar el volumen de tejido corneal para corregir la ametropia visual. | |
| Gundlach et al. | Design and realization of a handheld vibrometer system for noncontact in-vivo detection of microvibrations of the human eye to determine the intraocular pressure (IOP) | |
| JP3340827B2 (ja) | 眼科装置 | |
| Chiu | An exploration of through-the-eye intraocular pressure measurement device | |
| JPS6397141A (ja) | 眼圧計 |