ES2373134A1 - Instrumento oftalmico de medida de la refraccion ocular y simulacion visual, y metodos asociados de medida de la refraccion ocular, de simulacion de elementos oftalmicos de simulacion visual y de obtencion de parametros opticos. - Google Patents
Instrumento oftalmico de medida de la refraccion ocular y simulacion visual, y metodos asociados de medida de la refraccion ocular, de simulacion de elementos oftalmicos de simulacion visual y de obtencion de parametros opticos. Download PDFInfo
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Abstract
Instrumento oftálmico de medida de la refracción ocular y simulación visual, y métodos asociados de medida de la refracción ocular, de simulación de elementos oftálmicos, de simulación visual y de obtención de parámetros ópticos.Instrumento oftálmico de medida de la refracción ocular y simulación visual, y método de medida, para la obtención de la refracción ocular de forma binocular, que incorpora un modulador de fase (9) controlado digitalmente para la generación de la mejor corrección oftálmica en cada sujeto. El instrumento permite medir la refracción, no solo la asociada al desenfoque y el astigmatismo, sino a cualquier aberración óptica de cualquier orden. Entre las capacidades del foróptero se incluye la de simular la visión a través de cualquier perfil de fase, incluyendo aquellos del tipo difractivo o discontinuos. El instrumento también incorpora un subsistema de presentación de estímulos (1), que produce visión estereoscópica de los mismos, permitiendo al sujeto disfrutar de una percepción tridimensional durante el proceso, y dos pupilas de salida (14, 15). El instrumento, gracias a sus características electro-ópticas, permite la simulación de la visión tal y como queda modificada tras someter al ojo a diversas técnicas quirúrgicas, como cirugía refractiva o implantes de lentes intraoculares.
Description
Instrumento oftálmico de medida de la refracción
ocular y simulación visual, y métodos asociados de medida de la
refracción ocular, de simulación de elementos oftálmicos, de
simulación visual y de obtención de parámetros ópticos.
La presente invención está referida a un
instrumento para la medida de la refracción ocular avanzada, de
forma preferentemente binocular, y para simulación visual. El
aparato pertenece por tanto a la familia de instrumentos denominados
forópteros. En estos, un conjunto finito de lentes pueden ser
intercambiadas de forma simultánea a la visión por parte del
paciente de estímulos o tests visuales. Se consigue de este modo
discernir qué correcciones ópticas (limitadas a combinaciones de
desenfoque y astigmatismo) proporcionan la mejor percepción visual
para cada sujeto.
La presente invención también se refiere a un
método de medida de la refracción ocular de los ojos, a un método de
simulación de elementos oftálmicos, a métodos de obtención de
parámetros ópticos y a métodos de simulación de la visión.
En el objeto de la presente invención no se
emplean partes móviles asociadas al cambio de lentes, sino que
pertenece a aquellos sistemas en los que el efecto de las distintas
correcciones se produce por medio de un modulador espacial de fase
o de cualquier otro elemento electro-óptico. Es por ello un
foróptero electro-óptico con una tecnología basada en el control
digital de la fase. Por tanto, la invención también se refiere a un
método que incorpora lo que puede denominarse como ingeniería del
frente de onda.
La presente invención permite también la
simulación de la visión a través de cualquier elemento óptico. Por
ello, está relacionada con los llamados simuladores visuales. En
particular, el instrumento tiene la posibilidad de generar escenas
que son percibidas por el paciente de manera tridimensional durante
la medida de la refracción o la simulación de elementos oftálmicos,
todo ello de manera electro-óptica.
La invención está relacionada con la medida
subjetiva de la calidad visual de los sujetos y de los límites a su
visión, todo ello de forma binocular. Pertenece entonces al campo de
de los instrumentos biomédicos aptos para el estudio, diagnóstico y
caracterización de la visión. Para ello el instrumento emplea el
concepto de aberraciones ópticas, como medio de caracterizar los
efectos de los distintos elementos ópticos que pueden simularse.
La invención está referida a un instrumento que
permite de forma controlada digitalmente el estudio, caracterización
y diagnóstico integral de la calidad de la visión desde un punto de
vista subjetivo o perceptivo a través de estímulos visuales.
La invención describe explícitamente la
realización práctica de un instrumento oftálmico del tipo
foróptero, y sus implementaciones prácticas equivalentes que
producen los mismos efectos y ventajas, que implementan dichos
métodos.
La medida de la refracción, o ametropías
visuales (desenfoque y/o astigmatismo en el ojo), es el paso previo
necesario para la corrección de las mismas. La calidad de la visión
es capital para el bienestar de una persona, ya que se estima que,
en el ser humano, alrededor de un 80% de la información del entorno
se adquiere por el sentido de la vista.
Un gran tanto por ciento de la población
presenta alguna ametropía, variando notablemente en algunos casos la
incidencia dependiendo de la zona geográfica. Así es conocido que
la miopía alcanza hasta a un 85% de incidencia en la población
asiática de ciertas regiones de ese continente. Se da además la
circunstancia de que el ojo experimenta una serie de cambios
asociados a la evolución de la edad, que hacen que este pierda su
capacidad de acomodar correctamente objetos situados a distintas
distancias. Es lo que se conoce como presbicia o vista cansada, y
afecta a 100% de los sujetos por encima de los 50 años.
Por todo lo expuesto, se puede concluir que la
medida de los defectos visuales causados por las ametropías
refractivas constituye un campo de interés mundial, con un mercado
potencial que abarca al 100% de la población.
Un asunto necesariamente ligado a la medida de
la refracción ocular son las correcciones visuales disponibles. Las
características de estas determinan la calidad y precisión
requeridas para la medida de la calidad visual.
Un breve repaso histórico de las correcciones
visuales pasa por las primeras lentes oftálmicas, que corregían el
desenfoque, y que comenzaron a usarse a partir el S. XIII de manera
más extendida, sobre todo para compensar la presbicia o falta de
acomodación que aparece en el ojo humano alrededor de los 50 años y
en adelante. El astigmatismo no fue adecuadamente medido y corregido
con lentes cilíndricas hasta el S. XIX, según todos los indicios de
manera pionera por el reconocido científico Thomas Young. Desde
entonces, los avances incorporados en las lentes oftálmicas han
sido modestos. Hoy en día la mayor parte de los sujetos que usan
gafas o lentes de contacto, aparecidas en la mitad del S. XX,
corrigen exclusivamente su desenfoque y/o astigmatismo.
No es hasta bien avanzado el S. XX cuando
aparecen los primeros métodos de medida subjetiva de la calidad
óptica del ojo humano, poniendo de manifiesto la existencia de otros
defectos o aberraciones ópticas que comprometen la calidad de la
visión, además del desenfoque y astigmatismo ya conocidos.
Entre los numerosos métodos y técnicas
existentes puede mencionarse, por su gran aceptación y lo extendido
que actualmente se encuentra su uso, el sensor de
Hartmann-Shack. La primera referencia a su empleo en
el ojo humano aparece en los trabajos de J. Liang, B. Grimm, S.
Goelz, y J. F. Bille, "Objective measurement of WA's of the human
eye with the use of a Hartmann-Shack
wave-front sensor," J. Opt. Soc. Am. A 11,
1949-1957 (1994); J. Liang y D. R. Williams,
"Aberrations and retinal image quality of the normal human
eye," J. Opt. Soc. Am. A 14, 2873-2883 (1997);
así como P. M. Prieto, F. Vargas-Martín, S. Goelz,
P. Artal, "Analysis of the performance of the
Hartmann-Shack sensor in the human eye", J. Opt.
Soc. Am. A, 17, 1388-1398 (2000). Hoy en día existen
versiones comerciales que implementan este método, con gran éxito
para ciertas aplicaciones.
La posibilidad de medir objetivamente las
aberraciones favoreció la aparición de la óptica adaptativa aplicada
en el ojo humano en los principios del S. XXI. Mediante esta
técnica, las aberraciones ópticas pueden ser corregidas de manera
precisa y en tiempo real, tras su medida. Esto se consigue mediante
el uso de moduladores de fase, que pueden estar basados en el empleo
de cristal líquido, o espejos deformables, en todas sus variantes y
modalidades. Un trabajo pionero en este campo fue publicado por E.
J. Fernández, I. Iglesias, y P. Artal,
"Closed-loop adaptive optics in the human eye",
Opt. Lett., 26, 746-748 (2001). Esta técnica ha
sido el antecedente más inmediato de los llamados simuladores
visuales. Estos son instrumentos que permiten la medida objetiva de
la calidad óptica del ojo, y su manipulación por medio de
dispositivos generadores de aberraciones. Hasta la fecha su uso ha
estado restringido al ámbito de la investigación científica, y
preferentemente al caso monocular. Un trabajo seminal en este campo
fue descrito en E. J.
Fernández, S. Manzanera, P. Piers, P. Artal, "Adaptive optics visual simulator", J. Refrac. Surgery, 18, 634-638 (2002).
Fernández, S. Manzanera, P. Piers, P. Artal, "Adaptive optics visual simulator", J. Refrac. Surgery, 18, 634-638 (2002).
La medida de las aberraciones ópticas de alto
orden, por encima del desenfoque y astigmatismo, ha abierto la
puerta a su posible corrección por medio de elementos oftálmicos,
como lentes, lentes de contacto, lentes intraoculares que se
implantan quirúrgicamente en el ojo del paciente, o cirugía
refractiva de la córnea, donde se pueden esculpir diversos perfiles
sobre la cornea del sujeto para su corrección refractiva.
Sin embargo, hoy es conocido que la medida
objetiva de la calidad óptica del ojo no proporciona la refracción
de manera absoluta. Si bien la calidad óptica está fuertemente
ligada a la calidad de la visión, no existe un método que pueda
estimar la agudeza o sensibilidad al contraste de un sujeto a partir
de los valores de los distintos parámetros ópticos que caracterizan
a los ojos. Recientes trabajos han puesto de manifiesto esta
limitación, como se muestra en el artículo de P. Artal, L. Chen, E.
J. Fernández, B. Singer, S. Manzanera, D. R. Williams, "Neural
compensation for the eye's optical aberrations", J. Vis., 4,
281-287 (2004). Ello es fácilmente entendible cuando
se aborda el fenómeno de la visión de forma integral. Así, la
formación de imágenes en la retina constituye tan solo la primera
etapa de un proceso muy complejo que involucra la transducción de la
luz en señales físico-químicas que son enviadas al
cerebro, y una posterior interpretación psicológica de las mismas
que produce finalmente la sensación o percepción visual. De este
modo, se acepta que la medida de la refracción tiene un fuerte
componente subjetivo, que fuerza al concurso del paciente, quien
debe finalmente decidir qué corrección le produce la mejor
percepción visual.
En este contexto encontramos que, a pesar de los
enormes avances de los últimos años en la medida de la calidad
óptica del ojo, los forópteros tradicionales, aquellos basados
esencialmente en realizar tests visuales sencillos a través de
lentes con distinta graduación hasta que el sujeto percibe la mejor
imagen, siguen siendo los más empleados en todo el mundo.
Se puede establecer como primera clasificación
al grupo de forópteros que se acoplan delante de los ojos del
sujeto, a la manera de unas gafas. Estos incorporan una serie de
controles puramente mecánicos que permiten el girado de las lentes
astigmáticas para su correcto posicionado, así como el intercambio
de lentes esféricas para la corrección de desenfoque puro, y son en
la actualidad el tipo de forópteros más usados en la práctica
clínica de todo el mundo. Otras alternativas, esencialmente
variantes sobre el mismo concepto, permiten la introducción de
filtros de color, filtros polarizantes, etc. En todos ellos los
tests o estímulos visuales se proyectan frente al sujeto, sobre una
pantalla o similar, de forma independiente al foróptero en sí.
Dentro de esta familia de instrumentos para la
medida de la refracción ocular encontramos numerosos documentos de
patente, como el documento US 2 003 009 063 A1, donde se introducen
mejoras para un correcto control de las variables que pueden
ajustarse en el foróptero en condiciones de muy baja iluminación por
parte del examinador.
En el documento US 7 156 517 B2 se muestran
diversas mejoras que afectan sobre todo a la ergonomía del
examinador, permitiéndole una mayor comodidad en el control de las
lentes que se van introduciendo en el foróptero para la medida de la
refracción ocular. Esto se consigue mediante nuevos sistemas de
iluminación. En todo caso es esta una invención que no presenta
mejoras directas para el paciente o sujeto que está siendo
refraccionado.
En el documento US 5 812 241 A se propone un
foróptero más compacto en el que las lentes esféricas y astigmáticas
están eficientemente incorporadas en una suerte de ruletas
intercambiables, dispuesta de una manera que reduce el tamaño del
instrumento. De nuevo, al igual que en el documento anterior, es
esta una invención con un beneficio modesto para el sujeto que está
siendo refraccionado. En cualquier caso, el instrumento propuesto
sigue la línea de esta familia de forópteros.
En la misma idea de mejorar el sistema de
intercambio de lentes oftálmicas por medio de una rueda que las
contiene, y en particular presentando un método que hace más
eficiente su control, se describe en el documento JP 8 182 649 A un
foróptero de dos canales giratorios por medio de una montura
adaptada a ese uso específico.
La invención expuesta en el documento US 4 861
156 introduce una unidad de control para los estímulos visuales que
se presentan al sujeto durante el empleo del foróptero. Esto permite
fundamentalmente controlar los tests visuales desde el propio
foróptero, evitándole al examinador cambiar de posición durante el
proceso, aumentado su comodidad.
El foróptero descrito en el documento US 5 223
864 introduce algunos testigos en las propias lentes, que permiten
conocer su situación, por ejemplo el ángulo que está siendo empleado
en una lente astigmática, dentro del esquema de foróptero clásico
descrito en todos los documentos anteriores de este tipo. Es esta,
por tanto, una invención que favorece el manejo del instrumento por
parte del examinador.
Más recientemente aparecen los primeros
forópteros controlados electrónicamente por medio de lentes
especiales, cuya potencia dependen de la señal eléctrica enviada. El
concepto aquí es distinto al de la familia de forópteros presentada
anteriormente, donde las lentes de prueba son intercambiadas
mecánicamente durante el proceso de refracción. Esto se hace bien
sustituyendo las lentes por rotación, bien por traslación. Con los
forópteros electro-activos, con implementaciones
prácticas descritas en los documentos US 7 264 354 B2 y US 7 533 993
B2, el examinador puede variar la corrección aplicada a cada
paciente durante el proceso de una manera digital, y por tanto mucho
más precisa que con los métodos anteriores. Además, el paso mínimo o
la resolución con que puede obtenerse la refracción depende ahora de
la mínima señal eléctrica que pueda ser enviada para el control de
la potencia de la lente. En estos instrumentos la medida del
astigmatismo no está conseguida a través de las lentes de potencia
variable, por lo que para esta ametropía hay que seguir recurriendo
al anterior paradigma de intercambio y rotación mecánica de las
lentes.
El documento US 4 943 162 describe una invención
que facilita el uso de lentes con astigmatismo en el contexto de un
foróptero. En la invención se propone un método e instrumento que lo
implementa para el rotado de dos series de lentes astigmáticas de
modo sistemático para la búsqueda de la refracción del sujeto.
En el estado actual de la técnica queda de
manifiesto la enorme brecha existente entre los modernos medios de
corrección de las ametropías refractivas, y de las aberraciones
ópticas en general, con la medida de la refracción o de la calidad
de la visión subjetiva. Así, hoy en día existe la tecnología
adecuada para la fabricación de lentes oftálmicas y lentes de
contacto con perfiles de fase más allá del desenfoque y del
astigmatismo. Las lentes infraoculares son ya fabricadas en masa
con perfiles esféricos, incluso del tipo difractivo para su
implante quirúrgico. Todavía en el mismo sentido, las modernas
técnicas quirúrgicas en cirugía refractiva, por medio de láseres de
última generación con sofisticados sistemas de guiado, permiten
tallar la córnea de los pacientes con una gran precisión, abriendo
la puerta la corrección de aberraciones ópticas de alto orden.
Sin embargo, tal y como se ha puesto de
manifiesto previamente, la capacidad y el funcionamiento de los
forópteros actuales distan mucho de presentar las características
necesarias para evaluar la visión de los pacientes, por un lado de
forma totalmente digital, y por otro incorporando la posibilidad de
ver a través de perfiles de fase, o correcciones, más allá del
desenfoque y del astigmatismo, lo que puede limitar de manera muy
notable el desarrollo de nuevos sistemas de corrección.
El objeto de la invención es, por tanto,
proporcionar un instrumento oftálmico de medida de la refracción
ocular y simulación visual que supere los inconvenientes y
limitaciones de la técnica anterior.
La invención proporciona un Instrumento
oftálmico de medida de la refracción ocular y simulación visual, que
permite la presentación simultánea de estímulos visuales y su
percepción a través de distintos perfiles de fase o aberraciones,
el cual comprende:
- un sistema de presentación de estímulos que a
su vez comprende dos pupilas de entrada,
- dos pupilas de salida, y
- al menos un modulador de fase, este último
conjugado ópticamente con las dos pupilas de entrada y las dos
pupilas de salida del instrumento, en el que el modulador de fase es
capaz de producir cualquier perfil de fase y las operaciones de
medida de la refracción, y simulación de elementos oftálmicos o
condiciones visuales se realizan de forma binocular.
\vskip1.000000\baselineskip
La presente invención describe un método para la
medida de la refracción ocular de forma binocular, basado en el uso
de un instrumento que incorpora un dispositivo modulador de fase
que produce la mejor corrección óptica para la compensación de la
ametropía, y de un subsistema de presentación de estímulos visuales.
El instrumento que permite el método objeto de la invención opera
como un foróptero electro-óptico en el que la búsqueda de la mejor
corrección se hace de forma computerizada.
Además, la invención describe un método para la
simulación de la visión a través de cualquier elemento óptico que
sea utilizado en conjunción con los ojos. Esta última característica
permite al instrumento proporcionar la mejor corrección
personalizada para cada sujeto que mire a través de él. Asimismo,
favorece el diseño de nuevos elementos oftálmicos adaptados a la
óptica de cada ojo en particular, y para cada situación de visión:
nocturna, cercana, etc.
En la presente invención se describe un método
para la evaluación de la calidad de la visión, la búsqueda de la
mejor refracción, por medio de un instrumento del tipo foróptero que
opera sin partes móviles y que es capaz de producir cualquier perfil
de fase, solucionando las limitaciones técnicas que presentan los
forópteros de las generaciones anteriores a esta invención, todo
ello controlado de forma digital. El instrumento, por tanto, permite
la simulación de cualquier elemento oftálmico, sin limitación alguna
para la fase que este introduzca. Además, los tests o estímulos
visuales pueden presentarse de forma estereoscópica, produciendo la
percepción tridimensional de la escena empleada para la búsqueda y
medida de la refracción ocular.
El instrumento que implementa la presente
invención favorece una realización práctica compacta con un número
relativamente pequeño de elementos. El uso de lentes alineadas en
distintos ejes ópticos permite la formación de dos sistemas
telescópicos que conjugan ópticamente tres planos separados mediante
el empleo de únicamente tres lentes, o equivalentemente, espejos
esféricos.
El instrumento permite la modificación de las
aberraciones a través de las cuales el sujeto percibe una serie de
estímulos visuales mediante un único generador de aberraciones o
modulador de fase. Este es controlado digitalmente desde un
ordenador. Por ello, las diferentes correcciones para la
compensación de la miopía, hipermetropía, astigmatismo y presbicia o
vista cansada se generan sin necesidad de incorporar nuevos
elementos al sistema, y sin el concurso de partes móviles. El
modulador de fase permite obtener correcciones a las distintas
ametropías no sólo basadas en la modificación del desenfoque o del
astigmatismo, sino que cualquier perfil de fase de aberraciones de
más alto orden puede ser incorporado, y la visión a través de él
simulada.
El instrumento puede incorporar como elemento
modulador de la fase a un dispositivo basado en el uso del cristal
líquido, ya sea ferroeléctrico o nemático, con sus distintas
versiones de implementación como la de cristal líquido sobre
Silicio.
Es también posible la realización del
instrumento con un espejo deformable, en todas sus variables y
diferentes tecnologías como los electrostáticos, los bimórficos, los
magnéticos y los segmentados compuestos por varios
micro-espejos de movimiento independiente.
El sistema puede incorporar con idéntico efecto,
aunque más complejidad y coste, dos elementos moduladores de fase en
lugar de uno.
Una vez que el sujeto ha sido colocado frente al
instrumento, y la distancia de las pupilas de salida adaptadas a la
distancia interpupilar, las líneas de mirada de cada uno de los ojos
son ajustadas sin necesidad de partes móviles en el sistema. Ello
se realiza por medio del modulador de fase, que imprime a los haces
de luz dirigidos a cada una de las pupilas la inclinación adecuada
para el correcto visionado del estímulo. Para el correcto centrado
de las pupilas del sujeto en el instrumento puede emplearse un
subsistema auxiliar de posicionado, que está formado esencialmente
por una cámara que forma imágenes de las dos pupilas del sujeto de
forma simultanea.
El instrumento que implementa la presente
invención incorpora una pantalla controlada a través de un
ordenador por la que se muestran los estímulos visuales. Una
evidente ventaja del instrumento es la posibilidad de mostrar los
estímulos de manera binocular. Estos pueden ser estímulos clásicos
en la práctica optométrica, como redes de distinta frecuencia,
letras o caracteres normalizados, o bien escenas reales como
paisajes, caras, etc.
En una realización del instrumento los estímulos
visuales pueden ser presentados de forma estereoscópica. En esta
modalidad el sujeto percibe la escena mostrada por la o las
pantallas de forma tridimensional, lo que proporciona un realismo
absoluto al test visual, siendo para el ojo imposible percibir la
diferencia entre la escena real tridimensional o la generada en el
foróptero. En la descripción detallada de la invención se
desarrollan diversas implementaciones prácticas equivalentes para
generar imágenes estereoscópicas en el instrumento.
En una realización alternativa del instrumento,
se suprime uno de los sistemas telescópicos, quedando únicamente
como planos conjugados en el foróptero el de las pupilas de entrada
y el plano de las pupilas de salida. Con esto se obtiene un
instrumento notablemente más compacto sin pérdida de prestaciones,
para lo que es necesario el uso de un modulador de fase que opere en
transmisión, o bien de un divisor de haz colocado inmediatamente
frente al modulador de fase en reflexión para el correcto guiado de
la luz proveniente del subsistema de presentación de estímulos
visuales hacia el sujeto.
El instrumento objeto de la presente invención
puede operar de modo monocular, tal y como lo hacen los forópteros
clásicos sin más que ocluir uno de los ojos. Para ello no es
necesario el uso de elementos adicionales en el sistema ni partes
móviles, sino que el dispositivo modulador de fase puede generar
este efecto. En una realización alternativa del instrumento, la
operación de la oclusión se obtiene por medio de una matriz de
micro-espejos situada frente al subsistema de
presentación de estímulos.
La invención también describe un método para la
simulación visual de cualesquiera elementos ópticos. El instrumento
permite asimismo la simulación de la visión tras una hipotética
cirugía que afecte o altere el estado refractivo del ojo, tal y como
ocurre en cirugía de cataratas, implantes de lentes infraoculares, o
cirugía refractiva en general. Por ello presenta una aplicación
importante como estación de testeo y pruebas visuales previas a la
cirugía del ojo.
Otras características y ventajas de la presente
invención se desprenderán de la descripción detallada que sigue de
una realización ilustrativa de su objeto en relación con las figuras
que se acompañan.
La Figura 1 muestra en esquema las partes
fundamentales del instrumento oftálmico de la invención para la
puesta en práctica del método de medida de la refracción de forma
binocular y la simulación de elementos oftálmicos según la presente
invención, que incluye un dispositivo para la generación de perfiles
de fase y un monitor para la presentación de estímulos visuales. El
esquema incorpora también una vía adicional para la monitorización
de las pupilas del sujeto.
La Figura 2 muestra en esquema los componentes
principales para la puesta en práctica del método de medida de la
refracción de forma binocular y simulación de elementos oftálmicos
según la presente invención, en su modalidad de operación
simplificada con un dispositivo generador de fase que permite su
funcionamiento en transmisión.
La Figura 3 muestra en esquema los componentes
principales para la puesta en práctica del método de medida de la
refracción de forma binocular y simulación de elementos oftálmicos
según la presente invención, en su modalidad de operación
simplificada con un dispositivo generador de fase que funciona en
reflexión, y posee un divisor de haz colocado frente al mismo para
el guiado de la luz proveniente de la vía de presentación de
estímulos.
La Figura 4 muestra, a modo de ejemplos
prácticos para ilustrar el método expuesto en la presente
invención, diversos perfiles de fase programados para que el
paciente consiga la fusión de imágenes a través del foróptero
descrito en la invención, creando una percepción binocular de los
estímulos visuales durante la operación del mismo.
La Figura 5 muestra, a modo de ejemplo para
ilustrar el método expuesto en la presente invención, dos
combinaciones de perfiles de fase creados mediante la superposición
de desenfoque y desplazamiento lateral, que generan el efecto neto
de oclusión de uno de los ojos del paciente durante la visión de
estímulos.
La Figura 6 muestra en esquema los componentes
principales de la vía de presentación de estímulos para la puesta en
práctica del método de medida de la refracción de forma binocular y
simulación de elementos oftálmicos según la presente invención, en
su modalidad de operación con un dispositivo reflector formado por
micro-espejos que pueden accionarse de forma
controlada e independiente, para permitir la generación, oclusión,
control del tamaño y posición de las pupilas efectivas de salida del
sistema foróptero durante la operación del mismo.
La Figura 7a muestra en esquema los componentes
principales de la vía de presentación de estímulos tridimensionales
para la puesta en práctica del método de medida de la refracción de
forma binocular y simulación de elementos oftálmicos según la
presente invención, en su modalidad de operación con una sola
pantalla y doble imagen.
La Figura 7b muestra en esquema los componentes
principales de la vía de presentación de estímulos tridimensionales
para la puesta en práctica del método de medida de la refracción de
forma binocular y simulación de elementos oftálmicos según la
presente invención, en su modalidad de operación con dos pantallas
funcionando simultáneamente.
La Figura 8 muestra, a modo de ejemplos
prácticos para ilustrar el método expuesto en la presente invención,
diversos perfiles de fase programados para la corrección de las
ametropías del paciente, la simulación de elementos oftálmicos y
distintas condiciones visuales, a través del foróptero descrito en
la invención.
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Las siguientes referencias numéricas se vinculan
a distintos elementos físicos que integran la invención, según se
verá a lo largo del presente documento:
- 1.
- Sistema de presentación de estímulos visuales.
- 2.
- Pantalla de presentación de estímulos.
- 3.
- Haz de luz dirigido al ojo derecho, junto con 4.
- 4.
- Haz de luz dirigido al ojo izquierdo, junto con 3.
- 5.
- Objetivo colimador de la pantalla de los estímulos visuales.
- 6.
- Pupilas de entrada.
- 7.
- Lente.
- 8.
- Espejo plano.
- 9.
- Modulador de fase en reflexión.
- 9 bis.
- Modulador de fase en transmisión.
- 10.
- Lente.
- 11.
- Lente.
- 12.
- Prisma de reflexión interna para el ojo derecho, junto con 13.
- 13.
- Prisma de reflexión interna para el ojo izquierdo, junto con 12.
- 14.
- Pupila de salida para el ojo izquierdo, junto con 15.
- 15.
- Pupila de salida para el ojo derecho, junto con 14.
- 16.
- Eje óptico de la lente 11.
- 17.
- Eje óptico de la lente 10.
- 18.
- Divisor de haz para el control de la posición de las pupilas.
- 19.
- Lente colimadora para el control de la posición de las pupilas.
- 20.
- Sistema de control de la posición de las pupilas.
- 21.
- Cámara para control de la posición de las pupilas.
- 22.
- Divisor de haz.
- 23.
- Vista frontal del sistema de micro-espejos.
- 24.
- Sistema de micro-espejos.
- 25.
- Imagen simple en la pantalla.
- 26.
- Panel separador.
- 27.
- Fuente de luz.
- 28.
- Objetivo para los estímulos dirigidos al ojo derecho, junto con 29.
- 29.
- Objetivo para los estímulos dirigidos al ojo izquierdo, junto con 28.
- 30.
- Imagen simple en la pantalla para el ojo derecho, junto con 31.
- 31.
- Imagen simple en la pantalla para el ojo izquierdo, junto con 30.
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La invención presentada consiste en un método
que permite la obtención de la refracción del sujeto de forma
binocular, y el instrumento electro-óptico que lo implementa en
forma de foróptero. El método permite además la simulación de la
corrección más adecuada para la ametropía previamente detectada, así
como la de cualquier elemento oftálmico o condición visual en
general.
Las partes fundamentales para la implementación
práctica del instrumento o foróptero que permite el método objeto de
esta invención, se muestran de forma esquemática en la figura 1. El
sistema de la figura 1 incorpora un subsistema de presentación de
estímulos visuales (1). Este subsistema (1) consta en primer lugar
de una pantalla o micro-pantalla (2) por donde se
muestran las escenas o imágenes (25) a presentar al sujeto (un
ejemplo de imagen (25) se observa en la figura 6). La pantalla (2)
se controla a través de un ordenador, desde donde se generan y se
programan las imágenes (25). El subsistema de presentación de
estímulos (1) incorpora también un objetivo (5) que colima la luz
proveniente de la pantalla (2), formando una imagen de esta en el
infinito. El objetivo (5) puede ser un sistema dióptrico formado por
varias superficies y lentes, o en su versión más simplificada por
una única lente. El uso de un objetivo más sofisticado que incorpora
diversas superficies permite la corrección de aberraciones de modo
más eficiente, a costa de elevar la complejidad del elemento (5).
Las pupilas (6) efectivas de entrada del sistema, que limitan la
cantidad de luz proveniente de un punto situado sobre la pantalla
(2) y en el eje óptico de la lente colimadora u objetivo (5), se
colocan inmediatamente después de dicho elemento (5) en el sentido
de la luz emergente de la pantalla de estímulos (2). El sentido de
la luz se muestra en la figura 1 mediante flechas.
Las pupilas de entrada (6) del instrumento
distribuyen la luz que el sistema óptico dirige a uno y otro ojo del
sujeto que está siendo medido mediante el método y foróptero
descritos en la presente invención. Para ello se puede emplear una
máscara en la que se practican dos orificios simétricos respecto al
eje óptico del objetivo (5) y del mismo tamaño. Así, en la figura 1
se ha indicado con flechas el camino de la luz, por medio de un rayo
principal, que llega al ojo izquierdo (4), y sin flechas el
correspondiente al ojo derecho (3). Las pupilas de entrada de los
ojos del sujeto se colocan sobre las pupilas de salida (14, 15) del
instrumento. Estas últimas son las imágenes de las dos pupilas de
entrada (6) a través de toda la óptica que les sigue en el aparato.
Existen por tanto dos pupilas de salida (14, 15), una para el ojo
izquierdo y otra para el ojo derecho, respectivamente. La luz del
subsistema de presentación de estímulos (1) se redirige al resto del
instrumento por medio de una lente positiva (7). La distancia entre
la lente (7) antes mencionada y las pupilas de entrada (6) del
foróptero es exactamente la distancia focal de esta. En la
implementación práctica del instrumento la lente (7) puede ser
reemplazada con idéntico efecto por un espejo esférico, o
parabólico, de similar distancia focal, que puede ser alineado en o
fuera de su eje de revolución. Por medio de un espejo plano (8) se
envían los haces correspondientes a cada una de las pupilas (14, 15)
a la siguiente lente (10). El objeto de este espejo (8) consiste en
hacer más compacto el instrumento, aunque su implementación no es
fundamental para el funcionamiento del mismo.
Las dos primeras lentes del foróptero (7, 10)
están dispuestas de manera afocal, es decir, formando un
telescopio. Para ello, la focal imagen de la primera lente (7) se
sitúa exactamente sobre la focal objeto de la segunda lente (10).
Con esto se consigue conjugar ópticamente el plano focal objeto de
la primera lente (7) sobre el plano focal imagen de la segunda lente
(10). Es precisamente en este plano focal imagen de la segunda
lente (10), donde se coloca el dispositivo modulador de fase (9).
El modulador o generador de fase (9) o generador de aberraciones es
un dispositivo que emplea preferentemente el cristal líquido para el
manipulado de la fase del frente de onda. La disposición de las dos
primeras lentes (7, 10) permite que las pupilas de entrada (6) al
sistema queden conjugadas, o proyectadas, sobre la superficie del
modulador de fase (9); precisamente, en la superficie
correspondiente a cada una de las imágenes de las pupilas de entrada
(6) en el modulador de fase (9) sobre la que se generan, y en
general se manipulan de forma controlada desde un ordenador, las
fases que afectan a las imágenes estímulo provenientes de la
pantalla (2), y que finalmente percibe el sujeto que mira a través
del foróptero. Sin pérdida de prestaciones y con idéntico efecto, el
modulador de fase (9) basado en el uso del cristal líquido puede
reemplazarse por un espejo deformable, cuya operación se basa en la
modificación mecánica de la superficie espejada, de manera
controlada, para el manipulado de la fase de la radiación incidente.
Del mismo modo, el sistema puede implementar con idéntico resultado
dos dispositivos o moduladores de fase (9), de forma simultánea,
dedicados a cada una de las imágenes de las pupilas de entrada (6)
del instrumento, situados en el mismo plano focal imagen de la
segunda lente (10). Esta puede ser reemplazada en el aparato por un
espejo esférico o parabólico con similar distancia focal, con
idéntico efecto sobre el sistema.
Tras la reflexión en el modulador de fase (9) de
la luz dirigida a cada una de la pupilas de salida del instrumento,
los haces encuentran de nuevo en su camino la segunda lente (10) y
la última y tercera lente (11) del foróptero. Esta pareja de lentes
(10, 11) se encuentran en disposición afocal, formando un sistema
telescópico, de manera semejante a como se ha descrito para la
pareja formada por la lente primera (7) y segunda (10) del sistema.
La focal imagen de la segunda lente (10) coincide con la focal
objeto de la tercera lente (11). Con esto se consigue formar imagen,
o conjugar ópticamente, la proyección de las pupilas de entrada (6)
sobre el modulador de fase (9) en el plano de las pupilas de salida
(14, 15) del instrumento. El efecto neto sobre todo el foróptero es
el de conjugar ópticamente las pupilas (6) situadas en el subsistema
de presentación de estímulos (1), sobre las pupilas de salida (14,
15); o equivalentemente, sobre las pupilas del sujeto que mira a
través del instrumento. La tercera lente (11) puede sustituirse con
idéntico efecto por un espejo esférico o parabólico de igual
distancia focal. Con el fin de emplear la misma segunda lente (10)
del sistema en los telescopios formados por las lentes primera (7) y
tercera (11), con la segunda lente (10), se alinea fuera del eje
óptico (16) que define la lente tercera (11). Así, el eje óptico
(17) de la lente segunda (10) se encuentra desplazado, tal y como
muestra la figura 1. El sistema puede operar también, con idéntico
efecto, con dos lentes frente al modulador de fase (9), una para la
luz proveniente del subsistema de presentación de estímulos (1), y
otra para la luz reflejada por el modulador de fase (9). Esta
disposición aumenta el número de elementos ópticos necesarios, e
incrementa el tamaño y peso del sistema completo.
Los haces que atraviesan la lente tercera (11)
correspondientes a cada una de las pupilas (6) de entrada del
sistema emergen a una distancia fija, que depende de la relación de
aumentos definida por la razón entre las focales de las distintas
lentes que conforman el sistema, una vez establecida la separación
entre las pupilas de entrada (6) del foróptero. Así, para acoplar
esta distancia a la separación interpupilar de un sujeto que mire a
través del foróptero se hace necesario la incorporación de elementos
adicionales. Para ello pueden emplearse unos prismas (12, 13) que
operen en reflexión total, tal y como muestra la figura 1. La
separación entre estos prismas (12, 13) debe ser variable para que
el operario del instrumento ajuste la separación final de los haces
a la distancia interpupilar de cada sujeto que mire a través del
foróptero. Los prismas (12, 13) pueden reemplazarse con idéntico
efecto por parejas de espejos planos, o combinaciones de prismas y
espejos.
Para el correcto centrado de las pupilas del
sujeto sobre las pupilas de salida (14, 15) del foróptero puede
emplearse un subsistema auxiliar de posicionado (20). Este
subsistema auxiliar de posicionado (20) está compuesto esencialmente
por una lente (19) y un objetivo acoplado a una cámara (21). De este
modo, la cámara (21) registra simultáneamente las dos pupilas de los
ojos del sujeto. Su posicionado puede realizarse de modo automático
y sistemático, hasta llevarlas a las posiciones de referencia
definidas por la localización de las pupilas de salida (14, 15) del
instrumento. Para recoger la luz de las pupilas del sujeto se emplea
un divisor de haz (18) localizado en las proximidades o sobre el
foco objeto de la tercera lente (11) del foróptero. Eventualmente,
el subsistema auxiliar de posicionado (20) puede reemplazarse por un
sensor de frente de onda, que permita la medida objetiva de la
calidad óptica de los ojos del sujeto de manera binocular.
Tal y como se muestra de forma esquemática en la
figura 2, el modulador de fase (9) de cristal líquido puede también
eventualmente operar como modulador de fase en transmisión (9 bis).
En este caso el sistema experimental puede simplificarse
notablemente, operando con idéntico efecto sin la necesidad del
concurso de las dos primeras lentes (5, 10) para la conjugación de
las pupilas de entrada del sistema (6) sobre la superficie del
modulador de fase en transmisión (9 bis). En este caso simplificado
las pupilas de entrada (6) se colocan inmediatamente antes del
modulador de fase en transmisión (9 bis) en el sentido de la luz
emitida por la pantalla (2) de presentación de estímulos. El resto
del subsistema (1) para la presentación de estímulos queda tal como
y se ha descrito previamente en la figura 1. Una gran ventaja de
esta modalidad de instrumento, con el modulador de fase operando en
transmisión (9 bis) es la mayor simplicidad del montaje experimental
y la posibilidad de un agrupamiento de elementos ópticos más
eficiente que favorece un tamaño y peso menor del foróptero.
En la figura 3 se presenta otra posibilidad de
implementación práctica del instrumento, que permite prescindir de
la primera lente (7) y obtener una versión compacta de la invención.
En ella se coloca un divisor de haz (22) entre la lente (10) y el
modulador de fase (9) para redirigir parte de la luz proveniente de
la pantalla (2) de presentación de estímulos a la superficie del
modulador de fase (9). Inmediatamente antes de la superficie del
modulador de fase (9), se colocan las pupilas de entrada (6) al
sistema. Se puede reemplazar el divisor de haz (22) por otros dos de
menor tamaño que cubran en todo caso, cada uno de los haces
dirigidos a cada una de las pupilas del sujeto.
Para que el sujeto que mira a través del
foróptero consiga una percepción binocular del estímulo presentado
en la pantalla (2) no basta con que sus pupilas estén localizadas
sobre las pupilas de salida (14, 15) del instrumento, sino que es
necesario que las líneas de visión, o de mirada, de sendos ojos
exciten puntos correspondientes en las retinas de los ojos. Esta
condición necesaria para la percepción binocular se obtiene
imprimiéndole a los haces que entran a los ojos provenientes de un
único objeto la inclinación adecuada, emulando la situación real que
se da con escenas naturales y visión a ojo desnudo. Esta inclinación
puede variar de sujeto a sujeto por diversas causas, como
estrabismos o forias, etc. El modulador de fase (9) permite mediante
la utilización de perfiles de fase adecuados proporcionar la
inclinación correcta a cada sujeto.
En la figura 4 se muestran a modo de ejemplos
algunas fases junto con el efecto de desplazamiento que conllevan.
Así, la máscara de arriba a la izquierda presenta una pupila con
fase constante, lo que no produce efecto alguno en la visión para el
ojo derecho, junto con una ligera inclinación del haz hacia el lado
temporal en el ojo de la izquierda. Este perfil podría corresponder
eventualmente a una persona con una exoforia en su ojo izquierdo. En
el panel de abajo a la izquierda se muestran unos perfiles de fase
en las pupilas que provocan una inclinación de los haces similar y
temporal en ambos ojos. Este perfil puede corresponder a una persona
con una exoforia binocular. En el panel de arriba a la derecha se
muestra un desplazamiento similar en los dos ojos de forma temporal
y ascendente como ejemplo de combinación de varias direcciones. El
método permite desplazar los haces en cualquier dirección del
espacio y sin restricción en la amplitud del ángulo, de forma
independiente para cada ojo. El panel de abajo a la derecha se
muestra un ángulo ascendente para el ojo derecho y uno lateral en el
sentido temporal para el ojo izquierdo. Con esta técnica se
garantiza que todos los sujetos que miren a través del foróptero
alcancen una percepción genuinamente binocular.
Otra característica del sistema que aporta
numerosas ventajas y un gran potencial, es la posibilidad de
realizar oclusiones oculares de modo puramente óptico, en
contraposición con los métodos mecánicos anteriores que consisten en
tapar físicamente uno de los ojos. Esto se puede realizar
programando en el modulador (9) diversos perfiles de fase. En la
figura 5 se presentan a modo de ejemplo unos perfiles de fase que
resultan de la combinación de un desplazamiento angular del haz
hacia el lado temporal y un desenfoque de 5 dioptrías. El panel de
arriba muestra un perfil para la oclusión del ojo derecho, y el de
abajo corresponde al ojo izquierdo. El efecto neto de este perfil es
proporcionar una imagen retiniana de la escena mostrada por la
pantalla (2) muy desenfocada y muy excéntrica con respecto a la
fóvea o zona de visión central. Con ello se garantiza la falta de
percepción de esa imagen. El proceso de oclusión puede realizarse
con una frecuencia solo limitada por la velocidad de refresco del
dispositivo modulador de fase (9).
El foróptero puede ser implementado sin las
pupilas de entrada (6) descritas anteriormente. En su lugar puede
incorporarse una matriz de micro-espejos (24), cuya
vista frontal se representa como (23), formada por una gran cantidad
de facetas espejadas, típicamente por encima de 100, cuyo movimiento
puede ser controlado digitalmente de forma independiente por medio
de un ordenador. El uso de este dispositivo queda descrito de manera
gráfica en la figura 6. La luz emergente del objetivo (5) que está
en el subsistema de presentación de estímulos entra al resto del
foróptero por medio del sistema de micro-espejos
(23), localizado antes de la primera lente (7) del instrumento. La
matriz de micro-espejos (23) puede producir un
efecto similar al de las pupilas de entrada (6) generadas a partir
de orificios en una placa opaca. Para ello, la inclinación de los
micro-espejos inscritos en cada una de las
posiciones escogidas como pupilas de entrada, como se muestra en la
figura 6, panel izquierdo (referencia (23)), debe ser similar, y
permitir que la luz incidente entre efectivamente al sistema. Por el
contrario, el resto de micro-espejos debe tener
inclinaciones tales que eviten la entrada de la luz incidente en
ellos. Con esto se consigue un efecto neto de pupila de entrada con
ciertas ventajas con respecto a la implementación fija de una
máscara con dos orificios. La principal es la posibilidad de
cambiar el tamaño y la posición de las pupilas de entrada durante
la operación del instrumento. Esto permite hacer un seguimiento de
las pupilas del sujeto, por ejemplo, que asegura la entrada de la
luz proveniente del estímulo cualquier que sea su posición. Por otro
lado, proporciona también un método alternativo para la oclusión de
uno de los ojos, mediante la acción sobre el ángulo de los
micro-espejos. La velocidad de operación del
dispositivo suele esta en el rango de los
kilo-hertzios.
El foróptero incluye también la posibilidad de
mostrar estímulos visuales en tres dimensiones. Para ello pueden
emplearse diversas realizaciones alternativas con el instrumento que
se detallan a continuación. Para la generación de la estereopsis, o
sensación de profundidad y volumen en las imágenes, es necesario
introducir en los ojos imágenes con cierto grado de disparidad, tal
y como se reciben desde una escena natural. Ello sucede
fundamentalmente por la distinta posición existente de los ojos con
respecto al objeto, lo que produce imágenes retinianas ligeramente
diferentes que producen la percepción de tridimensionalidad. El
efecto puede simularse en el foróptero objeto de la presente
invención mediante la oclusión alternativa de los ojos, sincronizada
con la aparición de imágenes dispares (25) en la pantalla (2) de
presentación de estímulos. Cuando las oclusiones se efectúan a
frecuencias por encima de los 30 Hz, el sistema visual no es capaz
de percibirlas. La imagen aparece como un continuo para la visión.
Este hecho bien conocido puede ser aprovechado para generar la
sensación de tridimensionalidad. Las oclusiones alternativas pueden
hacerse, siempre acompasadas con la presentación de estímulos
dispares (25) en el sentido de la binocularidad, por medio de la
matriz de micro-espejos (24), el modulador de fase
(9), o en combinación de ambos elementos.
La sensación de profundidad o estereopsis puede
conseguirse en el foróptero objeto de la presente invención de otros
modos alternativos al anteriormente expuesto, descritos gráficamente
en las figuras 7a y 7b. Una posibilidad consiste en el uso de dos
objetivos (28, 29) frente a la pantalla (2) de presentación de
estímulos. Cada uno de ellos está dedicado a la luz que se envía a
cada una de las dos pupilas del sujeto. Por medio de una pantalla
opaca (26) se evita que la luz de la pantalla (2) que genera el
estímulo para el ojo derecho (3) entre por el objetivo dedicado al
ojo izquierdo, y viceversa. En esta implementación, la pantalla (2)
muestra el estímulo con disparidad en dos campos bien diferenciados
(27), tal y como se presenta en la figura 7a. Otra implementación
práctica de la invención hace uso de dos pantallas (30, 31) para la
presentación de los estímulos con disparidad; esta alternativa se
muestra gráficamente en la figura 7b. La ventaja de esta última
radica en la mayor resolución con que pueden presentarse los
estímulos, aunque incorpora un mayor coste y complejidad por el
doble número de pantallas (30, 31).
El empleo del instrumento para la obtención de
la refracción y simulación de elementos oftálmicos, y en general de
cualquier condición o situación óptica puede llevarse a cabo por
medio del siguiente procedimiento. Inicialmente el sujeto es
colocado de forma que las pupilas de sus ojos coincidan con las
pupilas de salida (14, 15) del foróptero. Para ello, el operador,
que eventualmente puede ser el propio sujeto que mira a través del
foróptero, puede variar de forma manual o mecanizada la distancia
entre los prismas (12, 13) operando en reflexión. Para ello se
emplea de forma opcional un subsistema auxiliar (20) de posicionado
de las pupilas. Una vez fijada la posición de los ojos del sujeto al
foróptero se presenta el estímulo visual en la pantalla (2) y se
consigue la visión binocular del mismo. En caso de existir alguna
foria o situación que impida la correcta fusión binocular de
imágenes, en cuyo caso el sujeto percibe una imagen doble del
estímulo, se procede a la inclinación del haz de cada uno de los
ojos, tal y como se ha detallado en la descripción de la figura 4.
Se ejecuta el protocolo hasta alcanzar la percepción binocular
variando la inclinación progresivamente de cada uno de los haces
dirigidos a cada ojo. El hecho de que el control de la vergencia o
inclinación de los haces se controle mediante el modulador de fase
(9) de forma digital permite que el sujeto actúe por sí mismo
mediante un eventual programa o aplicación informática adaptada a la
situación. De otro modo un operario externo puede dirigir y
controlar el proceso.
La refracción ocular puede obtenerse para
cualquier distancia sin más que programar en las pupilas proyectadas
sobre el modulador de fase (9) el desenfoque correspondiente. A modo
de ejemplo práctico, la refracción para larga distancia, no requiere
de ninguna fase de partida, mientras que para una distancia de 33
cm, la fase debe añadir 3 dioptrías sobre cada pupila. Una vez
seleccionada la distancia a la cual se va a obtener la refracción,
se muestra en la pantalla (2) una escena (25). Esta puede ser
seleccionada entre una batería de imágenes dependiendo de los
requerimientos del sujeto. Las imágenes pueden ser las típicas
letras empleadas en la práctica clínica habitual para la medida de
la agudeza visual. También pueden emplearse paisajes, especialmente
para la obtención de la refracción a largas distancias, tanto
naturales como urbanos. Las escenas nocturnas pueden ser empleadas
con gran beneficio para aquellos sujetos que deseen obtener la
refracción en condiciones de baja luminancia. Para la refracción, o
en general medida de la calidad visual, a distancias medias y
cortas, las escenas pueden adaptarse a situaciones reales que los
sujetos se encuentran en la vida cotidiana.
Los estímulos visuales pueden ser presentados
también monocularmente mediante la oclusión de alguno de los ojos
según los métodos antes expuestos a propósito de las figuras 5 y 6
del presente documento. Los estímulos pueden ser mostrados asimismo
con estereopsis o sensación de volumen, siguiendo la implementación
descrita en referencia a las figuras 6 y 7. La posibilidad de
refraccionar a un sujeto mediante cualquier escena que se adecue a
sus necesidades y de manera tridimensional aporta una ventaja única
al foróptero objeto de esta invención. Una vez seleccionada la
escena y el modo de presentarla (bi o tridimensional) comienza en
proceso de búsqueda de la refracción o corrección visual más
adecuada. Para ello el operario cambia de manera controlada y
siguiendo un protocolo preestablecido, el desenfoque y el
astigmatismo de cada una de las pupilas hasta conseguir la mejor
visión en las condiciones inicialmente seleccionadas.
La figura 8 muestra, a modo de ejemplo práctico,
en la columna de la izquierda diversas situaciones correspondientes
a, de arriba abajo: desenfoque miópico puro de 1 dioptría (A);
astigmatismo regular de 1 dioptría a 45 y 90 grados (B) y una
combinación de desenfoque y astigmatismo para el ojo derecho y
desenfoque puro para el ojo izquierdo de 0.5 dioptrías cada uno
(C).
Una característica que singulariza al
instrumento es la posibilidad de programar perfiles de fase
correspondientes a correcciones visuales no usuales, distintas a las
lentes oftálmicas estándar que se montan en gafas. Un ejemplo
práctico son las gafas progresivas, cuyo efecto en la visión puede
simularse como paso previo a la adquisición de las mismas. De este
manera, pueden ser generados también por el modulador de fase (9)
perfiles correspondientes a lentes infraoculares de cualquier tipo,
como progresivas, difractivas, etc, con anterioridad a someter al
paciente a una intervención quirúrgica. Pueden probarse soluciones
personalizadas a cada caso, y estudiar el beneficio de manera
personalizada para cada sujeto.
Un ejemplo de lentes que incorporan aberración
esférica de distinto signo se muestra en el panel D de la columna
derecha de la figura 8. También puede emplearse como estación de
testeo de posibles problemas visuales o tolerancia del sujeto a
descentramientos en sus correcciones ópticas, incluidas aquellas que
surgen en el contexto de la cirugía refractiva. Un ejemplo de
simulación de aberración de coma, vertical para un ojo y horizontal
para el otro, se presenta en el panel E de la columna derecha de la
figura 8. A modo de último ejemplo, se ha presentado en el panel F
de la columna derecha de la figura 8 la fase correspondiente a
polinomios de Zernike 18 y 25, para ilustrar el potencial del
foróptero para simular las condiciones de visión a través de óptica
o perfiles exóticos.
Correcciones oftálmicas diferentes al desenfoque
y astigmatismo, de más alto orden, pueden obtenerse de manera
sencilla en el instrumento, simulando su efecto sobre la visión del
sujeto a través de la fase óptica que producen.
El foróptero permite gracias a la tecnología
electro-óptica, ser operado por el propio sujeto que mira a través
de él. Para ello, el instrumento incorpora un software específico
que permite ir buscando la mejor corrección oftálmica de manera
simultánea a la visión de estímulos.
Aunque se han descrito y representado unas
realizaciones de la invención, es evidente que pueden introducirse
en ellas modificaciones comprendidas dentro de su alcance, no
debiendo considerarse limitado éste a dichas realizaciones, sino
únicamente al contenido de las reivindicaciones siguientes.
Claims (32)
1. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual, que permite la presentación
simultánea de estímulos visuales y su percepción a través de
distintos perfiles de fase o aberraciones, que comprende:
- un sistema de presentación de estímulos (1)
que a su vez comprende dos pupilas de entrada (6),
- dos pupilas de salida (14, 15), y
- al menos un modulador de fase (9), este último
conjugado ópticamente con las dos pupilas de entrada (6) y las dos
pupilas de salida (14, 15) del instrumento,
caracterizado por que el modulador de
fase (9) es capaz de producir cualquier perfil de fase y las
operaciones de medida de la refracción, y simulación de elementos
oftálmicos o condiciones visuales se realizan de forma
binocular.
\vskip1.000000\baselineskip
2. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 1,
caracterizado por que el control del modulador de fase (9)
se realiza de manera digital.
3. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado por que la
presentación de estímulos se realiza por medio de una pantalla (2)
en la que se muestran escenas.
4. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 3,
caracterizado por que el sistema de presentación de estímulos
(1) comprende adicionalmente un objetivo (5) que colima la luz
proveniente de la pantalla (2).
5. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado por que los
estímulos visuales provenientes de la pantalla (2) que son
proyectados en las retinas del sujeto, de forma binocular, están
afectados por la fase o aberraciones introducidas por el dispositivo
modulador de fase (9).
6. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 5, caracterizado por que el modulador de
fase (9) es un dispositivo basado en el empleo del cristal líquido
en reflexión.
7. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 5, caracterizado por que el modulador de
fase (9) es un dispositivo basado en el empleo del cristal líquido
en transmisión.
8. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 5, caracterizado por que el modulador de
fase (9) es un espejo deformable.
9. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 8,
caracterizado por que el espejo deformable es del tipo
electrostático.
10. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 8,
caracterizado por que el espejo deformable es segmentado,
formado por una matriz de micro-espejos de control
independiente.
11. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 8,
caracterizado por que el espejo deformable es magnético.
12. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 8,
caracterizado por que el espejo deformable es bimórfico.
13. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado por que la
percepción de estímulos visuales es estereoscópica o
tridimensional.
14. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 13,
caracterizado por que la percepción tridimensional de
estímulos visuales (estereopsis) se consigue por medio de la
oclusión alternativa de los ojos, sincronizada con la presentación
de imágenes estereoscópicas en una única pantalla (2) de
presentación de estímulos.
15. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 14,
caracterizado por que la oclusión se realiza mediante
perfiles de fase programados en el modulador (9).
16. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 14,
caracterizado por que la oclusión se realiza mediante la
acción controlada de una matriz de micro-espejos
(24) que actúan como pupilas de entrada del instrumento.
17. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 13,
caracterizado por que la percepción tridimensional de
estímulos visuales (estereopsis) se consigue por medio de dos
objetivos (28, 29) dedicados a una y otra pupila del sujeto, que
recogen la luz proveniente de dos escenas estereoscópicas mostradas
en una única pantalla (27).
18. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según la reivindicación 13,
caracterizado por que la percepción tridimensional de
estímulos visuales (estereopsis) se consigue por medio de dos
objetivos (28, 29) dedicados a una y otra pupila del sujeto, que
recogen la luz proveniente de dos escenas estereoscópicas mostradas
en dos pantallas diferentes (30, 31).
19. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado por que el
control de la distancia interpupilar se lleva a cabo mediante dos
prismas en reflexión (12, 13).
20. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 18, caracterizado por que el control de
la distancia interpupilar se lleva a cabo mediante parejas de
espejos planos.
21. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 18, caracterizado por que el control de
la distancia interpupilar se lleva a cabo mediante una combinación
de prismas (12, 13) y espejos.
22. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado por que el control
de la inclinación de los haces de luz incidentes en la pupilas del
sujeto que se hacen coincidir con las líneas de mirada se realiza
mediante el dispositivo modulador de fase (9).
23. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones anteriores, caracterizado por que comprende
adicionalmente un subsistema auxiliar de posicionado (20) para el
centrado de las pupilas del sujeto sobre las pupilas de salida (14,
15) del instrumento, comprendiendo dicho subsistema auxiliar de
posicionado (20) una lente (19) y un objetivo acoplado a una cámara
(21), de modo que la cámara (21) es susceptible de registrar
simultáneamente las dos pupilas de los ojos del sujeto.
24. Instrumento oftálmico de medida de la
refracción ocular y simulación visual según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 22, caracterizado por que comprende
adicionalmente un sensor de frente de onda para la medida objetiva
de la calidad óptica de los ojos del sujeto de manera binocular.
25. Método de medida de la refracción ocular de
los ojos, caracterizado por que emplea el instrumento
oftálmico de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 24.
26. Método de simulación de elementos
oftálmicos, como lentes oftálmicas y lentes intraoculares,
caracterizado por que emplea el instrumento de cualquiera de
las reivindicaciones 1 a 24.
27. Método de simulación de la visión a través
de cualquier elemento óptico, caracterizado por que emplea el
instrumento de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 24.
28. Método de obtención de los parámetros
ópticos adecuados para incorporar en lentes intraoculares a partir
de la medida de la refracción personalizada, caracterizado
por que emplea el instrumento de cualquiera de las reivindicaciones
1 a 24.
29. Método de obtención de los parámetros
ópticos adecuados para incorporar en lentes oftálmicas a partir de
la medida de la refracción personalizada, caracterizado por
que emplea el instrumento de cualquiera de las reivindicaciones 1 a
24.
30. Método de obtención de los parámetros
ópticos, y geométricos adecuados para incorporar en las correcciones
refractivas realizadas mediante cirugía de la córnea a partir de la
medida de la refracción personalizada, caracterizado por que
emplea el instrumento de cualquiera de las reivindicaciones 1 a
24.
31. Método de simulación de la visión tras una
intervención quirúrgica en el ojo, caracterizado por que
emplea el instrumento de cualquiera de las reivindicaciones 1 a
24.
32. Método de simulación de la visión tras una
operación de cirugía refractiva, caracterizado por que emplea
el instrumento de cualquiera de las reivindicaciones 1 a 24.
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