ES2391192B2

ES2391192B2 - Procedimiento y sistema para la medida de la difusión intraocular.

Info

Publication number: ES2391192B2
Application number: ES201130670A
Authority: ES
Inventors: Pablo Artal Soriano; Guillermo PÉREZ SÁNCHEZ; Juan Manuel BUENO GARCÍA; Harilaos Ginis
Original assignee: Universidad de Murcia
Current assignee: Universidad de Murcia
Priority date: 2011-04-28
Filing date: 2011-04-28
Publication date: 2013-06-18
Anticipated expiration: 2031-04-28
Also published as: DK2710950T3; WO2012146813A1; US20140211154A1; EP2710950A1; EP2710950B1; PT2710950T; US9572490B2; EP2710950A4; ES2391192A1; ES2634453T3; PL2710950T3

Abstract

Procedimiento y sistema para la medida de la difusión intraocular.#Procedimiento para la medida de la difusión ocular que comprende los pasos de proyectar secuencialmente sobre la retina imágenes procedentes de una fuente de luz extensa correspondientes a distintos ángulos visuales, registrar en una cámara o detector la luz de salida después de que haya recorrido dos veces el ojo, calcular la intensidad en el centro de cada imagen registrada, calcular la PSF para cada ángulo a partir de las intensidades anteriores y calcular el promedio del valor de la PSF entre los ángulos. La invención comprende también un sistema para llevar a cabo dicho procedimiento. Gracias a la invención se puede medir la intensidad de la luz difundida de manera objetiva.

Description

PROCEDIMIENTO Y SISTEMA PARA LA MEDIDA DE LA DIFUSIÓN

INTRAOCULAR.

CAMPO DE LA INVENCIÓN

La presente invención se enmarca en el campo de los

sistemas oftálmicos, la óptica visual y la oftalmología. En particular, la invención se refiere a un sistema óptico y un método para la determinación no invasiva y objetiva de la difusión intraocular en el ojo humano mediante el registro y el análisis de imágenes proyectadas en la retina.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN

El examen objetivo de la difusión intraocular, que se produce cuando la luz interacciona con las estructuras oculares antes de formar la imagen sobre la retina, es especialmente importante en relación a mejorar el diagnóstico temprano de algunas de las patologías oculares más extendidas, en especial las cataratas, que pasan por ser la patología que produce el mayor índice de ceguera en el mundo, pero también el síndrome de ojo seco, edema corneal, etc. La calidad óptica de la imagen retiniana es el primer condicionante de la capacidad visual. Como cualquier

sistema óptico, el estudio del ojo en términos de su calidad óptica es abordado por medio del análisis de las características geométricas, como la forma de la córnea y el cristalino o la longitud axial, y también a través del análisis de las propiedades intrínsecas de los medios oculares con los que interacciona la luz en su camino en el interior del ojo. En relación con las características geométricas de las superficies oculares, los sensores de frente de onda (Prieto et al., 2 o o o) evalúan las aberraciones oculares y por tanto la calidad óptica del ojo puede representarse a través de la función PSF (acrónimo de su denominación en inglés, Point Spread Function (PSF)). La forma de esta función está condicionada por la calidad geométrica las superficies oculares, el gradiente de índice de refracción y la longitud axial del ojo. La diferencia entre una PSF ocular y la forma teórica de la función, que se obtiene suponiendo el ojo como un sistema óptico perfecto sólo limitado por difracción, se relaciona con la inducción de aberraciones oculares. Sin embargo, aunque la difusión intraocular producida por la inhomogeneidad de los medios oculares también condiciona severamente la calidad de la imagen retiniana, su caracterización no ésta incluida en la descripción de la calidad óptica en términos de las aberraciones oculares (Díaz-Doutón, Benito, Pujol, Arjona, Güell, & Artal, 2006). La difusión intraocular se

origina: a partir de la interacción de la luz con

inhomogeneidades: en la distribución del índice de

refracción: de los medios oculares, y provoca la

dispersión: de la luz sobre el fondo del ojo, en lugar de

dirigir: la luz focal izada hasta la retina central. La

extensión de esta difusión de la luz se describe utilizando términos estadísticos. La difusión intraocular

puede tener un impacto severo en la visión, especialmente cuando se observan escenas naturales con presencia de fuentes brillantes. Un ejemplo son las condiciones habituales de conducción nocturna. La luz difundida en el interior del ojo produce la disminución del contraste de la imagen retiniana y por lo tanto, repercute en una disminución severa de la calidad de la visión. Aunque se traten por separado, debido a las diferentes

causas: que las producen, las aberraciones oculares y la

difusión: intraocular afectan ambos a la calidad de la

imagen: retiniana. La técnica de doble-paso (Santamaria,

Artal, & Bescos, 1987) basada en proyectar un haz colimado en la retina del paciente y registrar directamente la luz reflejada de vuelta, permite caracterizar el efecto de las aberraciones oculares y la difusión intraocular sobre la fuente puntual proyectada en retina. La información de la difusión intraocular está sin embargo restringida al análisis del área retiniana registrada, que en general está por debajo del 1% sobre el campo visual. En el uso clínico actual del instrumento de doble-paso (US 2010/0195876,2008; Artal et al., PLOS One, 2011), la información relativa a la difusión intraocular se estima por medio del análisis de la intensidad registrada en la periferia de la imagen de doble-paso, respecto a la intensidad total de la PSF. La limitación de esta técnica reside en que, puesto que la intensidad de la PSF decrece rápidamente con el ángulo desde el máximo central hasta las zonas más excéntricas, únicamente los ángulos más pequeños pueden ser evaluados. Más allá de medio grado de excentricidad, la intensidad de la 1uz en la PSF de un ojo normal es tan baja que imposibilita discriminar la señal frente al fondo, y por lo tanto, sólo la difusión en ángulos pequeños puede

llegar a evaluarse. Además de esto, la mayoría de los instrumentos clínicos usados actualmente utilizan luz infrarroja para generar la fuente puntual sobre retina, cuya imagen es posteriormente analizada para estimar la difusión intraocular producida. Esta característica, aunque apropiada para minimizar las molestias de un haz de luz visible al sujeto, no es óptima para obtener una buena estimación de la difusión intraocular. La interacción de la luz infrarroja con el fondo del ojo produce un nivel alto de luz difundida y, aunque este no afecta a la capacidad visual, sí contribuye a la estimación de luz difundida sobre la imagen de doble-paso. Considerando estas limitaciones, la técnica estándar de análisis de imágenes de doble-paso para estimar la difusión intraocular queda restringida al análisis de una región limitada en torno al pico o máximo

central: de la imagen registrada. A su vez, esta

limitación: implica que la presencia de aberraciones

oculares,: que modifica la distribución de intensidad

sobre la imagen de doble-paso también en esta zona más próxima al pico, pudiera llevar a interpretar como luz difundida un aumento de la intensidad en torno al pico que estuviera producido realmente por el efecto de las aberraciones oculares. Aunque el efecto de las aberraciones de bajo orden, como el desenfoque, puede minimizarse para restringir el análisis de las imágenes de doble-paso, la contribución de las aberraciones de alto orden no puede ser completamente eliminado en una configuración clínica. Por lo tanto, la estimación de la difusión intraocular basada en la técnica de doble-paso con fuente puntual parece particularmente adecuada para aquellos casos en los cuales la cantidad de luz difundida sea relativamente alta, como un procesos de cataratas o

en síndromes severos de ojo seco, pero no parece adecuada para el uso general como técnica para estimar el nivel de luz difundida en ojos normales o con patologías incipientes que cursan con un progresivo aumento de la difusión intraocular. Limitaciones similares son compartidas también por los procedimientos diseñados para caracterizar la difusión intraocular a partir del análisis de las imágenes registradas con un sensor de Hartmann-Shack (Thibos & Hong, 1999). El rango dinámico de las imágenes analizadas en este caso es también demasiado bajo para poder discriminar la luz difundida sobre el nivel de fondo intrínseco a la medida. Otras técnicas objetivas para la estimación de la difusión intraocular han sido propuestas, como la medida de la difusión dinámica

(Datiles, Ansari, & Reed, 2002; Vivino, Chintalagiri, Trus, & Datiles, 1993), pero ninguna de estas técnicas resulta apropiada para utilizarse en ambientes clínicos, de hecho, hasta la fecha ninguna de estas técnicas ha sido implementada en un instrumento clínico.

Por otro lado, hay otros sistemas que pretenden estimar la magnitud de la luz difundida en el ojo a partir de medidas psicofísicas, y por tanto subjetivas. Algunos ejemplos son el test de agudeza visual diseñado por Holladay (Holladay, Prager, Trujillo, & Ruiz, 1987), que evalúa el descenso de la agudeza visual producido por la presencia de fuentes deslumbrantes en el campo visual. El paciente mira el test de agudeza a través de un agujero en una semiesfera. La iluminación de la cara interna de esta semiesfera puede ser controlada externamente por el operador de forma que puede medirse los cambios en la agudeza visual del sujeto provocados

por niveles crecientes de intensidad en la luz en el interior de la semiesfera. Otros métodos subjetivos están también basados en el examen de la incidencia de fuentes deslumbrantes sobre diferentes funciones visuales como la sensibilidad al contraste (Bailey & Bullimore, 1991). Otro método psicofísico es el método de compensación directa, basado en la presentación de una fuente anular deslumbrante con una intensidad oscilante y la compensación de este efecto en la fóvea a través del control de una fuente central cuya intensidad oscila en contra-fase a la fuente anular deslumbrante. Este método fue implementado en el instrumento quot;stray-light meterquot;

(van den Berg & IJspeert, 1992) . Posteriormente se ha propuesto una versión mejorada de esta metodología, el método de compensación por comparación (Franssen, Coppens, & van den Berg, 2006) Este dispositivo se ha usado en diferentes aplicaciones relacionadas con la estimación de la difusión intraocular

(van den Berg, et al. 2007). La limitación fundamental de este instrumento es común con el resto de sistemas subjetivos, puesto que requiere la participación activa del sujeto en el procedimento de medida. En este dispositivo, el requerimiento de participación es especialmente demandante, puesto que el procedimiento de compensación por comparación implica involucrar al sujeto en una secuencia de decisiones forzadas relacionadas con la luminancia relativa de dos semicampos centrales que cambian rapidamente. Evidentemente, este proceso de decisiones forzadas, consecutivas y rápidas supone problemas para muchos sujetos, en especial para aquellos en los cuales tiene especial relevancia la estimación fiable de la difusión intraocular, como pueden ser sujetos de edad avanzada.

Hasta la fecha, no existe ningún instrumento óptico capaz de medir apropiadamente la intensidad de la luz difundida en ojos normales (no patológicos) a partir de una medida puramente óptica. Es decir, a partir de una técnica objetiva y sin requerir la intervención activa del sujeto. Por lo tanto, hay una necesidad de un intrumento óptico capaz de desarrollar un procedimiento de medida objetivo de la difusión intraocular en ángulos grandes del campo visual por ejemplo hasta 10°. Además, es especialmente relevante que este sistema permita medir utilizando diferentes longitudes de onda, puesto que la dependencia de la luz difundida con la longitud de onda incidente está fuertemente relacionada con la tipología de las inhomogeneidades que originan la difusión. Por lo tanto, poder acceder a esta caracterización con la longitud de onda, puede propocionar información relevante acerca de la patología subyacente.

OBJETO DE LA INVENCIÓN

La invención tiene por objeto paliar los problemas técnicos citados en el apartado anterior. Para ello, propone una configuración de doble-paso para registrar la distribución de intensidad sobre la retina propagada a través de la óptica ocular. Como se ha descrito previamente, el término doble-paso se refiere al hecho de que la imagen retiniana es registrada después del paso por dos veces de la luz a través de la óptica del ojo, una vez en su camino de entrada y otra más en su camino de salida desde la retina. Una diferencia fundamental entre la invención descrita en este documento y los instrumentos de doble-paso utilizados hasta ahora reside en el hecho de que la estimación de la luz difundida se

realiza sobre imágenes de objetos extensos proyectados sobre la retina, en lugar de fuentes puntuales. El procedimiento comprende los pasos de: proyectar secuencialmente sobre la retina imágenes procedentes de una fuente de luz extensa correspondientes a distintas excentricidades en la retina (subtendiendo distintos ángulos visuales), registrar la luz de salida después de que haya recorrido dos veces el ojo, calcular la intensidad en el centro de cada imagen registrada, calcular la PSF para cada ángulo a partir de las intensidades anteriores y calcular el promedio del valor de la PSF entre los ángulos. Preferentemente, los ángulos visuales van de 0.01 a 10 grados. El objeto extenso es, de preferencia, un anillo o círculo (anillo de radio O). Se pueden usar diafragmas en el brazo de iluminación y en el de registro, de manera que un primer diafragma se conjuga con la pupila antes de que la imagen se proyecte en la retina y un segundo diafragma se conjuga con el plano de la pupila antes de que la imagen sea registrada para controlar la porción del área pupilar a través de la que se registra la luz de salida del ojo. La dimensión de la imagen proyectada puede controlarse mediante una apertura. De realizarse con una fuente de amplio rango espectral, se puede realizar un análisis espectral de la señal registrada. En este caso la longitud de onda es de preferencia entre 400nm y 700nm y un ancho de banda entre Snm y SOnm y se puede seleccionar con un filtro espectral. El sistema de la invención es un sistema optoelectrónico de doble paso incluye medios de programa para llevar a cabo los cálculos, un sistema óptico con lentes y diafragmas, medios para registrar la imagen (detector, cámara... ) y una fuente de luz extensa, que puede ser un modulador de cristal líquido iluminado por

una lámpara halógena de amplio rango espectral o una película traslúcida retroiluminada por LEDs. Puede incorporar además medios para una correcta alineación del ojo con el sistema óptico y medios para sincronizar la fuente y el detector o cámara para evitar exposiciones innecesarias de la retina. El procedimiento de la invención permite caracterizar el nivel de luz difundida en niveles de excentricidad de 20° sobre el campo visual, rango inaccesible con los métodos actuales, además de dar medidas más completas en ojos con un gran nivel de difusión y poder ser utilizado en ojos no patológicos.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS

Con objeto de ayudar a una mejor comprensión de las características de la invención de acuerdo con un ejemplo preferente de realización práctica de la misma, se acompaña la siguiente descripción de un juego de dibujos en donde con carácter ilustrativo se ha representado lo siguiente: Figura 1.-muestra el esquema de un ojo formando la imagen de una fuente puntual lejana, focal izando sobre una proporción pequeña de la retina (figura la) y el resultacto cuando la luz de este haz interacciona con inhomogeneidades de los medios oculares y se difunde parcialmente sobre el fondo del ojo (figura lb). Figura 2.-muestra la PSF de un ojo con difusión intraocular (figura 2a) y la imagen de un objeto extenso

(disco uniformemente iluminado) através de este sistema

(figura 2b) .

Figura 3.-muestra una versión posible del sistema de doble-paso propuesto donde un objeto extenso se proyecta sobre la retina. Figura 4.-muestra como la iluminación y el registro puede realizarse a través de porciones diferentes de la pupila del ojo. Figura 5.-muestra dos métodos diferentes para separar el área pupilar en dos porciones diferenciadas para la iluminación y el registro del objeto proyectado en retina. La figura Sa muestra dos aperturas semicirculares, mientras que la figura Sb muestra una sub-apertura circular y un anillo concéntrico. Figura 6.-muestra un ejemplo de objeto extenso incorporado a la invención que puede generarse con un material traslúcido retro-iluminado por fuentes independientes, tipo LED.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN

La figura 2a muestra la PSF de un ojo con difusión intraocular. La figura 2b muestra la imagen de un disco uniformemente iluminado, como un caso particular de un anillo con radio interno O, a través de este sistema. Se comprueba que si el cociente de energía en un circulo de radio R sobre la energía total de la PSF es Ic (siendo O

lt;: 1), entonces la fracción de la intensidad en el

centro: de un disco de radio R sobre la intensidad de un

disco: infinito es igual también a Ic. Este cociente es

igual: a:

9 le= f 2no: cp ·PSF(cp )dcp (Ecua ción 1)

donde PSF(cp) es la PSF del Sistema (incluyendo la

difusión) y 9 es el radio del circulo en la Figura 2a, o del disco en la Figura 2b. En ambos casos, se asume que

rc/2

la PSF es normalizada ( J2ncp ·PSF(cp )dcp = 1 ) , es decir, que o

la intensidad central de un disco completo es igual a l.

La figura 3 muestra una posible puesta en práctica del sistema de doble-paso de la invención, en el que se proyectan secuencialmente las imágenes subtendiendo diferentes ángulos visuales correspondientes a distintas excentricidades de la retina. El objeto extenso sería un anillo de radio interno Ro y externo R iluminado por una fuente S, o un circulo como en el ejemplo, que no es más que un anillo con radio interno R0=0. La luz proyectada por este objeto puede colimarse por la óptica e, para posteriormente propagarse a través del difusor D y los filtros F. La dimensión del disco puede ser controlada por la apertura A. La imagen de este objeto extenso es proyectada sobre la retina del ojo utilizando las lentes Ll, L2 y L3. El diafragma Dl se conjuga con la pupila del ojo (por medio de las lentes L2 y L3) para poder controlar así la porción de la pupila a través de la cual se proyecta el objeto hacia el fondo del ojo. La imagen del círculo proyectado en retina puede ser registrada entonces usando un divisor de haz (BS) y las lentes L4, LS y L6. El diafragma D2 está conjugado con el plano de pupilas (por medio de las lentes L4 y LS) para poder así controlar porción del área pupilar a través de la cual se registra la luz de salida del ojo. Los diafragmas Dl y D2 pueden situarse de forma que la proyección del objeto y el registro se realicen por zonas diferentes del área pupilar, de forma que se evite que la

luz reflejada en las superficies oculares contribuya a la intensidad de la imagen registrada sobre la cámara o el detector. De esta forma, la estimación de la luz difundida no se ve afectada por la contribución del

quot;back-scatterquot;,: luz difundida quot;hacia atrásquot; en el camino

de: entrada de la luz en el ojo, lo que posibilita

restringir: el análisis al quot;forward-scatterquot;, o luz

difundida quot;hacia adelantequot;, que es la componente de la luz difundida que está directamente relacionada con la pérdida de calidad visual (de Waard, et al. 1992). La figura 4 muestra como la iluminación y el registro puede realizarse a través de porciones diferentes de la pupila del ojo. Los diafragmas podrían no ser necesariamente circulares: se puede conseguir el mismo efecto con otras formas como una máscara anular en la entrada y una circular central en la salida, siempre que los diafragmas sean diferentes y que no se solapen al proyectarse sobre la pupila. La figura 5 muestra dos métodos diferentes para separar el área pupilar en dos porciones diferenciadas para la iluminación y el registro del objeto proyectado en retina. La figura 5a, muestra dos aperturas semicirculares, mientras que la figura 5b muestra una sub-apertura circular y un anillo concéntrico. En referencia a la realización de la figura 3, el objeto extenso puede ser generado por un modulador de cristal líquido iluminado por una lámpara halógena de amplio rango espectral, y donde la luz generada por la fuente es colimada y homogeneizada por medio del colimador C y los difusores D. El filtro espectral F permite seleccionar el perfil espectral de la luz que incidirá en el ojo. La longitud de onda seleccionada es, preferentemente, de 400nm a 700nm, con una anchura de banda de 5 a 50nm. La

utilización de una fuente de amplio rango espectral, combinada con el uso de filtros u otros elementos capaces de seleccionar una determinada sección del rango espectral, permite realizar la estimación de la difusión intraocular con diferentes longitudes de onda de la luz incidente (del rojo al azul). Esta característica es especialmente relevante de cara al diagnóstico de las potenciales patologías responsables de un determinado nivel de difusión intraocular, puesto que el análisis de la relación entre el perfil de luz difundida y la longitud de onda incidente permite establecer hipótesis sobre el tipo de centros difusores responsables de la difusión intraocular en cada caso (Coppens, et al. 2005). Las dimensiones del disco se controlan por medio de un modulador espacial computerizado. Una imagen del objeto es proyectada sobre la retina del ojo a través de las lentes Ll, L2 y L3. El diafragma Dl se conjuga con la pupila del ojo (por medio de las lentes L2 y L3) para poder controlar así la porción de la pupila a través de la cual se proyecta el objeto hacia el fondo del ojo. La imagen del disco proyectado en retina puede ser registrada entonces usando un divisor de haz (BS) y las lentes L4, LS y L6. El diafragma D2 está conjugado con el plano de pupilas (por medio de las lentes L4 y LS) para poder así controlar porción del área pupilar a través de la cual se registra la luz de salida del ojo. Los diafragmas Dl y D2 pueden situarse de forma que la proyección del objeto y el registro se realicen por zonas diferentes del área pupilar, de forma que se evite que la luz reflejada en las superficies oculares contribuya a la intensidad de la imagen registrada sobre la cámara o el detector.

Una serie de discos correspondientes a ángulos visuales que van desde O. O 1 a 1 O grados se proyectan sobre la retina de manera secuencial. Se registra la intensidad en el centro de cada disco. La derivada de esta intensidad 5 respecto al radio del disco es estimada numéricamente por el método de diferencias finitas. La derivada dividida por 2rr veces el ángulo de cada disco es igual a la PSF del doble-paso en el ángulo correspondiente. Esto puede explicarse tomando la derivada de la ecuación 1 (donde la 10 PSF es la auto correlación de la PSF del sistema, característica del doble-paso), resultando la ecuación 2:

PSF(9) = --d!JS) (Ecuación 2)2n9 d9

15 La ecuación 1 puede aproximarse usando diferencias finitas según:

(Ecuación 3)

donde 9¡son el radio de los discos consecutivos y

El promedio del valor de la PSF entre ángulos desde 0.5 hasta alrededor de 10° es una magnitud que caracteriza la difusión intraocular (CIE 135-1999).

25 Si fuera necesario, la PSF correspondiente al paso único a través de los medios oculares puede ser calculada numéricamente a partir de la correspondiente al doble paso y usando técnicas de deconvolución basadas en tratamiento de Fourier.

30 En otra realización el objeto extenso es una película traslúcida retroiluminada por LEDs como muestra la figura

6. La intensidad de la luz puede ser homogeneizada por los difusores D y el apropiado espaciado entre los diodos. La dimensión del disco generado puede controlarse por medio del número de los diodos concéntricamente iluminados. Una imagen del objeto es proyectada sobre la retina del ojo a través de las lentes L1, L2 y L3. El diafragma D1 se conjuga con la pupila del ojo (por medio de las lentes L2 y L3) para poder controlar así la porción de la pupila a través de la cual se proyecta el objeto hacia el fondo del ojo. La imagen del disco proyectada en la retina puede ser registrada por medios como una cámara ccd o un fotodetector usando un divisor de haz (BS) y las lentes L4, LS y L6. El diafragma D2 está conjugado con el plano de pupilas (por medio de las lentes L4 y LS) para poder así controlar porción del área pupilar a través de la cual se registra la luz de salida del ojo. Los diafragmas D1 y D2 pueden situarse de forma que la proyección del objeto y el registro se realicen por zonas diferentes del área pupilar, de forma que se evite que la luz reflejada en las superficies oculares contribuya a la intensidad de la imagen registrada sobre la cámara o el detector. Iluminando de manera controlada diferentes distribuciones

concéntricas: de LEDS, una serie de discos

correspondientes: a ángulos visuales que van,

preferentemente,: desde 0.01 a 10 grados se proyectan

sobre la retina. En la cámara o el detector se registra la intensidad en el centro de la imagen registrada de cada disco. Cada disco concéntrico de LEDs está modulado a una determinada frecuencia, con objeto de poder discriminar su efecto en el posterior análisis de frecuencias. La contribución aislada de cada anillo sobre

el área central registrado se extrae mediante el análisis espectral de la señal registrada. El dispositivo de la invención presenta, de preferencia, medios para asegurar el correcto alineamiento del ojo

5 respecto a la óptica del sistema y medios para sincronizar la fuente y el detector o cámara para evitar exposiciones innecesarias de la retina.

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Claims

REIVINDICACIONES

1.-Procedimiento para la medida de la difusión ocular que comprende los pasos de:

a.

proyectar secuencialmente sobre la retina imágenes procedentes de una fuente de luz extensa subtendiendo diferentes ángulos visuales correspondientes a distintas excentricidades de la retina;

b.

registrar en una cámara o fotodetector la luz de salida después de que haya recorrido dos veces el ojo;

e.

calcular la intensidad en el centro de cada imagen registrada;

d.

reconstruir la PSF de amplio campo para cada ángulo a partir de las intensidades anteriormente calculadas;

e.

calcular el promedio del valor de la PSF entre los ángulos.
2.

Procedimiento según la reivindicación 1 donde los ángulos visuales subtendidos van de 0.01 a 10 grados.
3.

Procedimiento según las reivindicaciones 1 o 2 donde el objeto extenso es un anillo de radio interno RO y radio externo R.
4.

Procedimiento según las reivindicaciones 1 o 2 donde el objeto es un círculo o anillo de radio interno Ro=O.
5.

Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores donde un primer diafragma (D1) se conjuga con la pupila antes de que la imagen se proyecte en la retina y un segundo diafragma (D2) se conjuga con el plano de la pupila antes de que la imagen sea registrada para

controlar la porción del área pupilar a través de la que se registra la luz de salida del ojo.
6.

Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores donde la dimensión de la imagen proyectada se controla mediante una apertura (A) .
7.

Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1-6 donde el paso a. se realiza con una fuente de amplio rango espectral y posteriormente se realiza un análisis espectral de la señal registrada.
8.

Procedimiento según la reivindicación 7 donde se selecciona una longitud de onda entre 400nm y 700nm y un ancho de banda entre Snm y SOnm con un filtro espectral.
9.

Sistema optoelectrónico de doble paso para llevar a cabo el procedimiento de las reivindicaciones 1-8 que comprende medios de programa para realizar los cálculos y como fuente extensa un modulador de cristal líquido iluminado por una lámpara halógena de amplio rango espectral.
10.

Sistema optoelectrónico de doble paso para llevar a cabo el procedimiento de las reivindicaciones 1-8 que comprende medios de programa para realizar los cálculos y como fuente extensa una película traslúcida retroiluminada por LEDs.
11.

Sistema según las reivindicaciones 9 o 10 que comprende además medios para una correcta alineación del ojo con el sistema y medios para sincronizar la fuente y el detector o cámara para evitar exposiciones innecesarias de la retina.