ES2554132T3

ES2554132T3 - Instrumento de examen

Info

Publication number: ES2554132T3
Application number: ES13763838.3T
Authority: ES
Inventors: Ilkka Alasaarela; Jussi SOUKKAMÄKI; Ilkka Jolma; Markku Virta
Original assignee: Optomed PLC
Current assignee: Optomed PLC
Priority date: 2012-03-21
Filing date: 2013-03-20
Publication date: 2015-12-16
Anticipated expiration: 2033-03-20
Also published as: JP6084284B2; TW201338750A; WO2013140043A1; EP2699144B1; EP2699144A4; US9033507B2; US20150002817A1; CN104168818B; CN104168818A; JP2015511509A; TWI468147B; EP2699144A1

Abstract

Un aparato para obtener imágenes de un ojo, que comprende: una unidad (100) de iluminación, un divisor (102) de haz polarizante, un objetivo (104), un sistema (138) de lente de relé, una unidad (1902) de objetivo de fijación y una unidad (106) de cámara; en el que la unidad (100) de iluminación comprende una fuente (110) de radiación óptica, y la unidad (100) de iluminación está configurada para dirigir la radiación óptica directa de la fuente (110) desde una pupila (112) de salida de la unidad (100) de iluminación al divisor (102) de haz polarizante; en el que el divisor (102) de haz polarizante está configurado para dirigir la radiación óptica al objetivo (104) para iluminar la retina (128) de un ojo (122); en el que la unidad (1902) de objetivo de fijación está configurada para iluminar la retina (128) del ojo (122) con al menos una imagen de objetivo de fijación con radiación óptica visible; en el que el objetivo (104) está configurado para formar una imagen (130) intermedia real de la retina (128) entre el objetivo (104) y la unidad (106) de cámara con la radiación óptica reflejada desde la retina (128), en el que se forman una imagen real de la pupila (112) de salida de la unidad (100) de iluminación y una imagen real de una pupila de entrada de la unidad (106) de cámara en la posición que va desde la superficie frontal del cristalino (124) a la superficie posterior del cristalino (124) de un ojo (122); en el que el divisor (102) de haz polarizante reside entre el objetivo (104) y la abertura del sistema (138) de lente de relé y está configurado para dirigir la radiación óptica desde la retina (128) a la unidad (106) de cámara, en el que el divisor (102) de haz polarizante está configurado para desviar la trayectoria de la radiación de iluminación y la trayectoria de la radiación de formación de imágenes de una manera predeterminada para prevenir una superposición de las imágenes de la pupila (112) de salida y la pupila de entrada sólo dentro del cristalino (124); y en el que la unidad (106) de cámara comprende un componente (136) de detección, en el que el sistema (138) de lente de relé está configurado para formar una imagen real de la imagen (130) intermedia sobre el componente (136) de detección con la radiación óptica reflejada desde la retina (128) para la imagen óptica a mostrar.

Description

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DESCRIPCION

Instrumento de examen Campo de la invencion

Las realizaciones ejemplares y no limitativas de la presente invencion se refieren en general a un instrumento de examen de ojos.

Antecedentes

El diseno optico de una camara de fondo de ojo contiene varios requisitos desafiantes: La imagen debe ser mtida y debe ser iluminada uniformemente con un brillo suficientemente alto como para superar el ruido en la deteccion. El campo de vision debena ser suficientemente amplio para capturar una gran seccion de la retina. La imagen debe estar libre de reflejos. Particularmente, los reflejos desde las lentes de la camara de fondo, desde la cornea y desde el cristalino del ojo echan a perder facilmente la calidad de una imagen. Tambien es deseable que puedan obtenerse imagenes con las pupilas no dilatadas, es decir, de una manera no midriatica. Preferiblemente, el dispositivo debena permitir la operacion manual. Finalmente, el dispositivo debena ser compacto y facil de alinear con el ojo durante la obtencion de imagenes, y la distancia de trabajo debe ser suficientemente larga.

El documento de patente EP 2111785 presenta una camara de fondo de ojo. El documento de patente DE 12007031923 presenta un dispositivo para examinar el ojo mediante foto-refraccion excentrica. El documento de patente US 200200639851 presenta un sistema de medicion de caractensticas opticas del ojo. El documento de patente US 20060146284 presenta un dispositivo de mano y procedimientos para examinar la retina de un paciente.

Se han realizado intentos para construir un buen oftalmoscopio. En la tecnica anterior, los problemas relacionados con las reflexiones se han abordado tfpicamente mediante el uso de un procedimiento conjugado de punto negro junto con formas adecuadas de lentes comunes a la iluminacion y la obtencion de imagenes. Sin embargo, deterioran la calidad de la imagen al aumentar las aberraciones, o limitan el campo de vision utilizable. Por lo tanto, existe una clara necesidad de un oftalmoscopio apropiado.

Sumario

A continuacion se presenta un sumario simplificado de la invencion con el fin de proporcionar una comprension basica de algunos aspectos de la invencion. Este sumario no es una vision general extensa de la invencion.

Un aspecto de la invencion se refiere a un aparato segun la reivindicacion 1.

Un aspecto de la invencion se refiere a un procedimiento segun la reivindicacion 12.

Otras realizaciones de la invencion se describen en las reivindicaciones dependientes.

La presente solucion permite a una formacion de imagenes no midriatica de un ojo, en la que la formacion de imagenes resulta en imagenes libres de reflejos con un campo de vision apropiado.

Aunque los diversos aspectos, realizaciones y caractensticas de la invencion se indican independientemente, debena apreciarse que todas las combinaciones de los diversos aspectos, realizaciones y caractensticas de la invencion son posibles y estan dentro del alcance de la presente invencion tal como se reivindica.

Breve descripcion de los dibujos

A continuacion, la invencion se describira mas detalladamente por medio de realizaciones ejemplares con referencia a los dibujos adjuntos, en los que

La Figura 1 muestra una arquitectura de un instrumento examen ocular;

La Figura 2 muestra una configuracion alternativa de un instrumento de examen de un ojo;

La Figura 3 muestra una desviacion del eje de la radiacion de iluminacion y el eje de la radiacion de formacion de imagenes;

La Figura 4 muestra las trayectorias de la radiacion optica en el ojo segun el principio de Gullstrand;

La Figura 5 muestra trayectorias de radiacion optica con requisitos mas faciles que los del principio de Gullstrand;

La Figura 6 muestra la pupila de un ojo con trayectorias de radiacion de iluminacion y de formacion de imagenes

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separadas solo en el cristalino;

Las Figuras 7 a 10 muestran algunas variaciones de las trayectorias;

La Figura 11 muestra las proyecciones de las trayectorias de radiacion de iluminacion y de formacion de imagen mas grandes que la pupila de un ojo;

La Figura 12 muestra un ejemplo en el que la pupila de un ojo es pequena;

Las Figuras 13 a 14 muestran las proyecciones de las trayectorias de la radiacion de iluminacion y de la radiacion de formacion de imagenes sobre la pupila de un ojo;

La Figura 15 muestra una unidad de camara con partes opticas funcionales;

La Figura 16 muestra objetivos de fijacion y su proyeccion sobre la retina;

La Figura 17 muestra una estructura de los objetivos de fijacion;

La Figura 18 muestra un instrumento de examen con objetivos de fijacion;

La Figura 19 muestra imagenes de objetivos de fijacion sobre la retina;

La Figura 20 muestra una estructura para proporcionar objetivos de fijacion;

La Figura 21 muestra un diagrama de flujo de un procedimiento.

Descripcion detallada de algunas realizaciones

Las realizaciones ejemplares de la presente invencion se describiran mas detalladamente a continuacion con referencia a los dibujos adjuntos, en los que se muestran algunas, pero no todas, las realizaciones de la invencion. De hecho, la invencion puede realizarse de muchas formas diferentes y no debena interpretarse como limitada a las realizaciones expuestas en la presente memoria. Aunque la especificacion puede hacer referencia a "una" o "alguna" o “algunas" realization o realizaciones en diversos lugares, esto no significa necesariamente que cada una de dichas referencias haga referencia a la misma realizacion o realizaciones, o que la caractenstica se aplique solo a una unica realizacion. Las caractensticas unicas de las diferentes realizaciones pueden combinarse tambien para proporcionar otras realizaciones.

Un ejemplo de una arquitectura de un aparato, tal como un instrumento de examen de un ojo, se ilustra en la Figura 1, que es una arquitectura simplificada que muestra solo algunos elementos y entidades funcionales, cuya implementation puede variar. El instrumento de examen para obtener imagenes de un ojo puede comprender una unidad 100 de iluminacion, un divisor 102 de haz, un objetivo 104 y una unidad 106 de camara. La unidad 100 de iluminacion comprende una lente o lentes 108 y una fuente 110 de radiacion optica que puede comprender, a su vez, uno o mas elementos de fuente. La unidad de iluminacion puede transmitir al menos una de las siguientes: luz ultravioleta (de aproximadamente 250 nm a 400 nm), luz visible (de aproximadamente 400 nm a 700 nm), luz infrarroja (de aproximadamente 700 nm a 1.400 nm).

La unidad 100 de iluminacion puede dirigir la radiacion optica de la fuente 110 desde una pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion al divisor 102 de haz. La pupila 112 de salida es una imagen de una abertura ffsica en la unidad 100 de iluminacion formada por los elementos opticos despues de la abertura. El divisor 102 de haz dirige la radiacion optica al objetivo 104 en una trayectoria 134 de radiacion de iluminacion. Una trayectoria de una radiacion optica puede ser definida como un volumen ocupado por la radiacion optica. El tamano y la forma de la trayectoria dependen de las propiedades de las lentes y de otros elementos opticos. El ojo puede tener tambien algun efecto sobre la trayectoria. En la Figura 1, el divisor 102 de haz refleja una parte de la radiacion optica hacia el objetivo 104.

En general, un divisor de haz refleja una parte de la radiacion optica dirigida al mismo y permite que una parte restante de la radiacion optica pase a traves del mismo. Frecuentemente, un divisor de haz divide un haz de radiacion optica en dos, de manera que ambos haces tengan aproximadamente la misma intensidad que puede variar desde un porcentaje bajo o menos hasta casi el 50% de la intensidad del haz original no dividido.

En una realizacion, el divisor 102 de haz puede comprender un polarizador. El divisor 102 de haz con un polarizador puede ser un divisor de haz polarizante, por ejemplo. De manera alternativa o adicional, puede haber uno o mas polarizadores para polarizar tanto la radiacion de iluminacion como la radiacion de formacion de imagenes. El polarizador asociado con el divisor 102 de haz puede causar que la radiacion optica sea polarizada linealmente.

El objetivo 104 puede comprender una o mas lentes. El objetivo 104 puede tener una propiedad disenada de formacion de una imagen real de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion en una position que va desde la cornea 120 a

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la parte 126 posterior del cristalino 124 del ojo 122 para iluminar la retina 128 del ojo 122 con radiacion optica cuando el instrumento de examen es movido a una distancia de trabajo desde el ojo. De manera similar, el objetivo 104 puede tener una propiedad disenada de formacion de una imagen real de la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara en una posicion que va desde la cornea 120 a la parte 126 posterior del cristalino 124 del ojo 122 cuando el instrumento de examen es movido a una distancia de trabajo desde el ojo. La radiacion optica de iluminacion puede pasar la pupila 127 del ojo cuando se propaga a la retina 128. De manera similar, la radiacion optica de formacion de imagenes que viaja hacia detection puede pasar a traves de la pupila 127 del ojo.

El objetivo 104 puede tener tambien una propiedad disenada de formacion de una imagen 130 real intermedia de la retina 128 entre el objetivo 104 y la unidad 106 de camara en una trayectoria 132 de la radiacion de formacion de imagenes, que es la radiacion optica reflejada desde la retina 128. En una realization, la imagen 130 real intermedia puede estar entre el objetivo 104 y el divisor 102 de haz.

El divisor 102 de haz puede dirigir la radiacion optica desde la retina 128 a la unidad 106 de camara. En la Figura 1, el divisor 102 de haz pasa una parte de la radiacion optica hacia la deteccion. El divisor 102 de haz puede haber sido disenado y/o posicionado de manera que el divisor 102 de haz cause que la trayectoria 134 de la radiacion de iluminacion y la trayectoria 132 de la radiacion de formacion de imagenes se desvfen una de la otra de una manera predeterminada. La desviacion puede prevenir un solapamiento de las imagenes y/o los haces de radiacion de la pupila 112 de salida y la pupila 114 de entrada al menos en el cristalino 124.

El divisor 102 de haz puede residir entre el objetivo 104 y una abertura 116 del sistema 138 de lente de rele. El divisor 102 de haz puede estar situado entre la pupila 114 de entrada de un sistema 138 de lente de rele y el objetivo 104. La pupila de entrada es la imagen de la abertura 116 del sistema 138 de lente de rele formado por los elementos opticos antes de la abertura 116 (proyectada al espacio objeto). El divisor 102 de haz puede residir entre la imagen 130 intermedia y el sistema 138 de lente de rele. El divisor 102 de haz puede formar una desviacion entre la radiacion optica de iluminacion y la radiacion de formacion de imagenes. Por ejemplo, una ubicacion opticamente a medio camino entre la pupila 114 de salida del sistema 138 de lente de rele y la imagen 130 intermedia puede ser posible para el divisor 102 de haz. Cierta distancia entre la imagen 130 intermedia y el divisor 102 de haz puede ser beneficiosa para evitar polvo sobre el divisor 102 de haz, que puede llegar a ser visible en las imagenes, por ejemplo.

Si el divisor 102 de haz comprende un polarizador, la radiacion optica reflejada por el divisor 102 de haz al objetivo 104 es polarizada. A continuation, la radiacion optica polarizada se propaga a la retina 128 del ojo 122 y es reflejada desde la retina 128. Debido a que la superficie de la retina 128 es opticamente rugosa, la radiacion optica polarizada se convierte en al menos parcialmente despolarizada. Cuando la radiacion optica reflejada llega al divisor 102 de haz polarizante, la parte polarizada de la radiacion optica es reflejada desde el divisor 102 de haz hacia la unidad 100 de iluminacion sin ser detectada. Sin embargo, una parte de la parte despolarizada de la radiacion optica reflejada se propaga a traves del divisor 102 de haz hacia la deteccion.

Ademas o en lugar de un divisor de haz polarizante, puede usarse un divisor de haz con un pre-polarizador 140 para la radiacion de iluminacion y un post-polarizador 142 para la radiacion de formacion de imagenes. El pre-polarizador 140 puede realizar una polarization lineal a la radiacion 134 optica de iluminacion antes del divisor 102 de haz. El post- polarizador 142 tambien puede ser un polarizador lineal y puede estar en una posicion cruzada con respecto al pre- polarizador 140, es decir, el eje de polarizacion del post-polarizador 142 esta girado 90° con respecto al del pre-polarizador 140. En esta configuration, cualquier radiacion optica que tiene una polarizacion lineal que pasa el pre-polarizador 140 puede no pasar el post-polarizador 142. De esta manera, las reflexiones desde el objetivo 104, por ejemplo, pueden no pasar el post-polarizador 142 y, por lo tanto, pueden no propagarse al componente 106 de deteccion. Sin embargo, una parte de la radiacion optica despolarizada reflejada desde la retina 128 puede pasar a traves del post-polarizador 142 hasta el componente 106 de deteccion.

La unidad 106 de camara comprende un componente 136 de deteccion y puede comprender un sistema 138 de lente de rele. El sistema 138 de lente de rele puede ser tambien un componente separado de la unidad 106 de camara. La unidad 106 de camara puede ser una combination integrada del componente 136 de deteccion y el sistema 138 de lente de rele de manera que la unidad 106 de camara sea un producto comercial como tal. La unidad 106 de camara puede comprender tambien la unidad 148 de procesamiento de imagenes y la pantalla 150 en un bastidor comun. De manera alternativa, la unidad 106 de camara puede estar disenada y realizada en componentes opticos separados unicos para el instrumento de examen.

El sistema 138 de lente de rele puede comprender al menos una lente. El sistema 138 de lente de rele puede formar una imagen real de la imagen 130 intermedia sobre el componente 136 de deteccion con la radiacion optica reflejada. El componente 136 de deteccion puede comprender una pluralidad de pfxeles que pueden estar en la forma de una matriz. El proposito del componente 136 de deteccion puede ser transformar la imagen optica en una forma electrica. Sin embargo, el componente 136 de deteccion puede ser tambien una pelfcula fotografica en lugar de un detector optoelectronico. El componente 136 de deteccion puede ser una celda CCD (Charged-Coupled Device) o una celula

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CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor). La unidad 106 de camara puede funcionar como una camara digital. La imagen en forma electrica, una o mas imagenes fijas o un video, puede ser procesada en una unidad 148 de procesamiento de imagenes y, a continuacion, puede ser presentada al usuario en la pantalla 150 del instrumento de examen. La unidad 148 de procesamiento de imagenes puede comprender un procesador y una memoria.

La Figura 2 presenta una configuracion alternativa del dispositivo de examen de ojo. La configuracion es, por lo demas, similar a la de la Figura 1, pero la unidad 106 de camara y la unidad 100 de iluminacion han cambiado posiciones. Si el divisor 102 de haz comprende un polarizador, la radiacion optica que pasa a traves del divisor 102 de haz al objetivo 102 es polarizada. A continuacion, la radiacion optica polarizada se propaga a la retina 128 del ojo 122 y es reflejada desde la retina 128. Cuando la radiacion optica reflejada llega al divisor 102 de haz polarizante, la parte polarizada de la radiacion optica pasa a traves del divisor 102 de haz hacia la unidad 100 de iluminacion. Sin embargo, la parte despolarizada de la radiacion optica reflejada es reflejada desde el divisor 102 de haz hacia la deteccion.

En una realizacion que se muestra tambien en la Figura 2, un divisor de haz de polarizacion puede ser sustituido por un divisor de haz de no polarizacion, un polarizador 144, y una placa 146 de cuarto de onda. El polarizador 144 puede polarizar la radiacion 134 de iluminacion despues de la reflexion desde el divisor de haz. Una placa 146 de cuarto de onda puede convertir la radiacion 134 de iluminacion polarizada linealmente a radiacion polarizada circularmente. La radiacion optica llega al objetivo 104 y la cornea 120 antes de entrar al ojo 122. La polarizacion de la radiacion optica que se propaga hacia el componente 106 de deteccion puede ser devuelta desde la radiacion polarizada circularmente a la radiacion polarizada linealmente en la placa 146 de cuarto de onda cuando pasa por segunda vez. Sin embargo, entonces la polarizacion lineal esta girada 90° con respecto a la radiacion de iluminacion. A continuacion, la radiacion 132 de formacion de imagenes puede llegar de nuevo al polarizador 144. La parte de la radiacion optica que ha mantenido la polarizacion, particularmente las reflexiones, puede no pasar el polarizador 144 debido a que la polarizacion de la radiacion optica ha girado 90° en total despues del segundo paso de la placa de cuarto de onda. Sin embargo, al menos una parte de la radiacion optica despolarizada reflejada desde la retina 128 puede pasar el polarizador 144.

Exammese ahora un poco mas de cerca una realizacion, en la que las trayectorias opticas de la radiacion de iluminacion y de formacion de imagenes son separadas usando un divisor de haz de polarizacion en lugar de un espejo o un divisor de haz no polarizante. El divisor de haz de polarizacion puede ser usado para separar las trayectorias de la radiacion de iluminacion y de formacion de imagenes lejos de la pupila 114 de entrada del sistema 138 de lente de rele. El divisor de haz con (o sin) un polarizador puede estar incluido dentro del instrumento de examen. La unidad 106 de camara puede ser una unidad independiente y puede comprender una lente o unas lentes ordinarias, que pueden ser usadas tambien para otros propositos.

Tal como se muestra en la Figura 1, la radiacion de iluminacion y la radiacion de formacion de imagenes comparten al menos el objetivo 104 y, potencialmente, tambien otras lentes entre el objetivo 104 y el divisor 102 de haz que puede comprender o no un polarizador. Una ventaja de un objetivo 104 compartido es que la distancia de trabajo entre el instrumento de examen y el ojo 122 puede hacerse comodamente grande, lo cual puede ser tambien beneficioso para el funcionamiento de un instrumento de examen de mano.

El uso de un divisor de haz de polarizacion permite libertad de diseno para las lentes compartidas sin reflexiones molestas. Cuando una radiacion de iluminacion polarizada linealmente reflejada desde un divisor de haz de polarizacion es reflejada desde las superficies compartidas (la superficie frontal y posterior del objetivo 104, por ejemplo), conserva su estado de polarizacion y es reflejada hacia la unidad de iluminacion 100 por el divisor de haz de polarizacion. Sin embargo, cuando la radiacion de iluminacion es dispersada desde la retina 128, es sustancialmente despolarizada y, por lo tanto, la imagen de la retina 128 es transmitida a traves del divisor de haz de polarizacion al componente 136 de deteccion. Naturalmente, las lentes compartidas deberfan ser sustancialmente libres de birrefringencia, o su birrefringencia debena ser compensada usando compensadores adecuados, tales como un placa de retardo.

En una realizacion, puede usarse una eliminacion mixta de reflejos de manera que el resplandor desde las primeras superficies compartidas pueda ser eliminado en base a la polarizacion, y los reflejos desde las superficies siguientes (es decir, mas cerca del ojo) pueden ser eliminados en base a la polarizacion con al menos un compensador o usando los procedimientos de la tecnica anterior, por ejemplo, disenando las formas adecuadamente y/o usando un procedimiento conjugado de punto negro.

La Figura 3 presenta una desviacion entre el eje 300 optico de la trayectoria de la radiacion de iluminacion y el eje 302 optico de la trayectoria de la radiacion formacion de imagenes. La Figura 3 se refiere a la configuracion de la Figura 1. Sin embargo, una desviacion correspondiente en las direcciones puede estar presente tambien en una configuracion similar a la Figura 2. El angulo a entre las direcciones del eje 300 optico de la trayectoria de la radiacion de iluminacion y el eje 302 optico de la trayectoria de la radiacion de formacion de imagenes puede ser de unos pocos grados. El angulo a puede ser de 3° a 12°, por ejemplo. La desviacion es usada para prevenir un solapamiento de las imagenes de la pupila 112 de salida y la pupila 114 de entrada al menos en el cristalino 124 (veanse las Figuras 4 a 6). La desviacion puede ser ajustable. La desviacion puede ser cambiada girando el divisor 102 de haz o moviendo la pupila de iluminacion, por

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ejemplo.

Ahora, se analizan las posibilidades de eliminacion de los reflejos causados por el ojo. La Figura 4 presenta trayectorias opticas en el ojo en una realizacion segun el principio de Gullstrand. Un problema comun relacionado con las camaras de fondo de ojo son los reflejos desde las partes frontales del ojo. Las fuentes de las reflexiones son la cornea 120 y ambas superficies del cristalino 124. Segun el principio de Gullstrand, esas reflexiones pueden ser evitadas separando las trayectorias 400, 402 de las radiaciones de iluminacion y de formacion de imagenes, una de la otra, sobre esas superficies. Tal como se muestra en la Figura 4, la trayectoria 400 de la radiacion de iluminacion y la trayectoria 402 de la radiacion de formacion de imagenes no se solapan sobre la superficie de la cornea 120 y sobre la superficie 125 frontal y la superficie 126 posterior del cristalino 124. Las trayectorias convergen antes de una cintura estrecha y, a continuacion, las trayectorias divergen. La cintura estrecha entre la cornea 120 y la superficie 126 posterior del cristalino 124 significa el punto focal de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion. De manera similar, la imagen de la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara esta enfocada en la cintura de la trayectoria 402 de la radiacion de formacion de imagenes.

Las Figuras 5 y 6 presentan una realizacion, cuyos requisitos son mas faciles que los del principio de Gullstrand. La Figura 5 muestra el campo de vision de una configuracion en la que las trayectorias de las radiaciones de iluminacion y de formacion de imagenes son separadas en un intervalo desde la superficie 125 frontal a la superficie 126 posterior del cristalino 124. En una realizacion en la que se usa al menos un polarizador, tal como un divisor de haz polarizante, el reflejo desde la cornea 120 puede ser eliminado o atenuado tanto que la reflexion no perturbe el examen o las mediciones de la retina. Debido a que no es necesario preocuparse del reflejo desde la cornea 120, las trayectorias 400, 402 de la radiacion de iluminacion y la radiacion de formacion de imagenes solo pueden ser separadas sobre las superficies del cristalino 124, lo que permite un campo de vision sustancialmente mayor del instrumento de examen. La imagen real de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion y la imagen real de la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara pueden estar disenadas para estar en el mismo sitio o en sitios diferentes sobre una lmea paralela al eje optico de la trayectoria 134 de la radiacion de iluminacion o la trayectoria 132 de la radiacion de formacion de imagenes.

La Figura 6 muestra la pupila de un ojo en la que las trayectorias 400, 402 de las radiaciones de iluminacion y de formacion de imagenes estan separadas solo dentro del cristalino 124. En general, pueden dirigirse mas de una trayectoria de radiacion de iluminacion a un ojo. De manera similar, mas de una trayectoria de radiacion de formacion de imagenes puede conducir desde un ojo al componente 136 de deteccion. El drculo 600 grande representa una proyeccion de la pupila del ojo al plano focal (que esta en realidad dentro del ojo). El drculo 602 superior representa una proyeccion de una trayectoria 402 de la radiacion de formacion de imagenes sobre el plano focal. El drculo 604 inferior representa una proyeccion de una trayectoria 400 de la radiacion de iluminacion sobre el plano focal. Ambas proyecciones de las cinturas de las trayectorias pueden ser discos circulares con un diametro de aproximadamente 1 mm (lo que significa un uso eficiente de la optica de iluminacion y de formacion de imagenes), y puede haber una distancia de aproximadamente 1 mm entre las trayectorias de las radiaciones. El drculo 606 superior de trazos muestra una proyeccion de la radiacion de formacion de imagenes en la pupila del ojo. El drculo 608 inferior de trazos muestra una proyeccion de la radiacion de iluminacion en la pupila 600 del ojo. Ambas trayectorias de radiacion optica encajan dentro de la pupila 600 del ojo que tiene un diametro de aproximadamente 4 mm.

El tamano de unos pocos milfmetros o menos puede ser adecuado para trayectorias de radiacion optica en el uso de una longitud de onda NIR (Near Infra Red, infrarrojo cercano) y luz visible. El instrumento de examen puede alinearse a la posicion correcta para la captura de imagenes, despues de lo cual puede usarse luz visible en modo flash/destello para capturar una imagen fija o un video corto. La longitud de onda NIR no causa un reflejo de luz pupilar y, por lo tanto, el instrumento de examen puede estar disenado para operar con tamanos de pupila mas grandes.

Las proyecciones de las trayectorias 400, 402 de las radiaciones de iluminacion y de formacion de imagenes pueden ser de varios tamanos y formas. Pueden ser drculos o elipses, rectangulos completos o truncados o pueden tener cualquier forma que proporcione la separacion de las trayectorias 400, 402 y un comportamiento sin vineteado. La distancia entre las trayectorias, el tamano de las cuales depende de un campo de vision deseado y un tamano de pupila irnnimo deseado del ojo, no tiene sustancialmente ninguna radiacion optica, incluso si puede tolerarse una pequena cantidad de radiacion optica siempre y cuando su energfa sea inferior a un nivel aceptable. La distancia minima entre las trayectorias de las radiaciones puede ser de 0,3 mm a 1,5 mm o de hasta 3 mm, por ejemplo. En las Figuras 4 a 6, las proyecciones de las trayectorias de las radiaciones de iluminacion y de formacion de imagenes son aproximadamente del mismo tamano pero, naturalmente, sus tamanos pueden variar dependiendo del brillo y las perdidas de transmision optica de la fuente de la radiacion optica, por ejemplo. Sin embargo, el brillo de imagen requerido puede ser un factor limitante cuando el objetivo es conseguir una pequena area de proyeccion de las trayectorias sobre y en el ojo.

Las Figuras 7 a 10 muestran algunas variaciones de forma y tamano en las trayectorias. En la Figura 7, las proyecciones tienen formas rectangulares, por ejemplo.

En la Figura 8, la proyeccion de la radiacion de iluminacion es el drculo pequeno y la proyeccion de la radiacion de

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formacion de imagenes es el drculo grande, por ejemplo.

En la Figura 9, la proyeccion de la radiacion de iluminacion es el drculo pequeno y la proyeccion de la radiacion de formacion de imagenes es el drculo truncado que puede ser aproximadamente rectangular, por ejemplo.

En la Figura 10, las proyecciones de ambas radiaciones de iluminacion y de formacion de imagenes son drculos truncados, que pueden ser aproximadamente rectangulares, por ejemplo.

Cabe senalar que la alineacion del instrumento de examen con el ojo puede hacerse mas facil ya que la alineacion es mas tolerante a los cambios en la distancia de trabajo y el desplazamiento lateral. El diametro irnnimo requerido de la pupila del ojo se hace tambien mas pequeno, lo que facilita la formacion de imagenes no midriaticas.

La Figura 11 muestra las proyecciones 604, 602 de las trayectorias 400, 402, que son mas grandes que la pupila del ojo 600. Cuando los planos focales tanto para la radiacion de iluminacion como para la radiacion de formacion de imagenes estan en el centro del cristalino 124, las proyecciones de las trayectorias 400, 402 pueden ser suficientemente pequenas para pasar a traves de la pupila del ojo con el fin de evitar el vineteado (aunque se tolera cierto vineteado y, de hecho, debido a que los vineteados en las trayectorias de las radiaciones de formacion de imagenes y de iluminacion son opuestos, pueden compensarse total o parcialmente entre sf para conseguir una imagen con una iluminacion uniforme). Por lo tanto las imagenes de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion y la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara pueden no ser mas grandes de lo necesario. Sin embargo, cuando el instrumento de examen esta optimizado para el modo de brillo mas alto (incluso para ser usado con pupilas dilatadas), los planos focales tanto para la radiacion de iluminacion como para la radiacion de formacion de imagenes podrfan estar sustancialmente en la ubicacion de la pupila del ojo (como es el caso en la Figura 11) y, al evitar de esta manera el vineteado, los tamanos de las imagenes de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion y la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara pueden ser mayores que la pupila del ojo. A continuacion, los haces de radiacion sin vineteado pueden ser proporcionados independientemente del tamano de la pupila del ojo. Por supuesto, es posible que la distancia entre las trayectorias 400, 402 deba ser mas larga con el fin de lograr el mismo campo de vision completo que con la configuracion que tiene proyecciones de radiacion de iluminacion y de radiacion de formacion de imagenes mas pequenas que la pupila del ojo.

La Figura 12 muestra un ejemplo en el que la pupila de un ojo es pequena. Con el fin de conseguir un campo de vision amplio y completo (por ejemplo, mas ancho que 20° o 30°) con una pupila de ojo pequena, cuyo diametro puede ser tan pequeno como aproximadamente 2 mm, el plano focal (es decir, las cinturas de las trayectorias de las radiaciones) puede estar cerca de la pupila del ojo. Esto minimiza el vineteado. Las imagenes de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion y la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara pueden ser tan pequenas que ambas caben dentro de la pupila del ojo, o pueden ser mas grandes. En una realizacion, el plano focal puede estar a una distancia de entre 0,1 mm y 0,5 mm de la pupila del ojo dentro del cristalino 124 y el vineteado puede ser compensado por un vineteado opuesto en las trayectorias de las radiaciones de iluminacion y de formacion de imagenes. Esta configuracion permite la formacion de imagenes del fondo del ojo con luz visible continua, por ejemplo luz blanca, sin dilatar la pupila. La formacion de imagenes puede tener lugar en la forma de imagenes fijas o un video.

Las Figuras 13 y 14 muestran las proyecciones de las trayectorias de radiacion de iluminacion y de radiacion de formacion de imagenes sobre la pupila de un ojo. En la Figura 13, las proyecciones tienen formas rectangulares, que son mas grandes que la pupila de un ojo, por ejemplo. En la Figura 14, la proyeccion de la radiacion de iluminacion es el drculo pequeno y la proyeccion de la radiacion de formacion de imagenes es el rectangulo mas pequeno, por ejemplo.

Un ojo tiene birrefringencia sustancial entre la cornea 120 y el cristalino 124. Por lo tanto, las reflexiones desde el cristalino 124 se haran visibles si las trayectorias 400, 402 de la radiacion de iluminacion y la radiacion formacion de imagenes no estan separadas en el cristalino 124. Sin embargo, en algunas realizaciones, esas reflexiones pueden ser evitadas usando un compensador de polarizacion tal como al menos una placa de retardo, que tambien puede ser ajustable. El compensador puede compensar la birrefringencia de la cornea y, de esta manera, las trayectorias 400, 402 no necesitan ser separadas en la cornea 120. Como resultado, se maximiza la eficacia optica del instrumento optico. La eficacia optica maximizada significa que la energfa optica dirigida al ojo puede ser optimizada para ser suficientemente alta y la energfa recopilada del instrumento de examen puede ser maximizada. La eficacia optica maximizada proporciona ventajas tales como un mayor brillo y un campo de vision mas grande, por ejemplo.

En una realizacion, el estado de polarizacion de la luz puede ser mezclado o modulado de una manera y/o un grado deseados usando un aleatorizador de polarizacion o un compensador adecuado (posiblemente ajustable), antes de que la luz entre al ojo 122. Las trayectorias de la radiacion de iluminacion y la radiacion de formacion de imagenes pueden ser separadas en un intervalo desde la cornea 120 a la superficie 126 posterior del cristalino 124. Esto permite la formacion de imagenes, la medicion o la eliminacion de las propiedades dependientes de la polarizacion de la retina 128.

Ahora, puede analizarse mas detenidamente la unidad 100 de iluminacion. La pupila 112 de salida de la unidad 100 de

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iluminacion puede ser definida como una pupila de iluminacion, es decir, la pupila real o virtual desde la que parece originarse la radiacion de iluminacion cuando se observa desde el exterior de la unidad 100 de iluminacion, tal como desde el divisor 102 de haz. La pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion puede tener diferentes formas y tamanos. En una realizacion, la pupila de iluminacion puede ser circular, pero tambien puede ser elfptica, rectangular, un drculo truncado o una elipse truncada. Cuando el dispositivo esta optimizado para una pupila pequena de un ojo (particularmente menor de 3 mm en diagonal) la pupila de iluminacion puede no tener vineteado aunque el brillo puede variar de un punto a otro en las imagenes de la retina.

La trayectoria de la radiacion de iluminacion desde la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion puede tener una forma divergente, y la radiacion de iluminacion ilumina una parte requerida del plano de imagen intermedio de manera sustancialmente uniforme. La parte requerida es la misma que la imagen conjugada de la zona de campo de vision completo de la retina 128. La luz fuera de la zona requerida puede ser bloqueada con el fin de evitar la luz difusa. El bloqueo puede llevarse a cabo lo antes posible, por ejemplo anadiendo deflectores de vineteado dentro o despues de la unidad 100 de iluminacion o disenando y usando un diafragma de campo en el interior del modulo de iluminacion (tambien puede denominarse diafragma de campo de iluminacion). Ademas de para bloquear la luz difusa, el diafragma de campo de iluminacion puede ser usado para dar forma a la iluminacion sobre la retina 128. La iluminacion puede ser conformada en una forma circular, elfptica o de lmea, por ejemplo. Tambien son posibles otras formas. La elipse, la lmea, etc., pueden tener diferentes orientaciones. El diafragma de campo de iluminacion puede comprender una abertura variable, de manera que el usuario pueda cambiar el tamano y la forma de la iluminacion sobre la retina. Todavfa otra posibilidad es usar un modulador espacial, tal como una micro-pantalla LCD (Liquid Crystal Display, pantalla de cristal lfquido), LcoS (Liquid cristal on Silicon, cristal lfquido sobre silicio) o DMD (Digital Micromirror Device, dispositivo de microespejo digital), que puede modular electricamente el tamano y la forma, o incluso las longitudes de onda, de la iluminacion de la retina 128.

Exammese ahora la unidad 100 de iluminacion. En una realizacion en la que se utilizan mas de un elemento, cada uno de los elementos puede transmitir una banda predeterminada de radiacion optica. La banda optica puede variar desde una unica longitud de onda a cientos de nanometros o incluso miles de nanometros. En una realizacion, la fuente 110 de radiacion optica puede ser un unico elemento cuya banda optica puede ser controlada. El ancho de banda y la longitud de onda media pueden ser alterados de una manera predeterminada. El control de la banda puede ser realizado electricamente. Por ejemplo, la longitud de onda media puede ser alterada cambiando electricamente la generacion de radiacion optica en el elemento.

En una realizacion, la fuente de radiacion optica puede comprender un elemento de fuente de banda ancha y un filtro sintonizable. La banda de salida de la fuente de radiacion optica puede ser seleccionada en base al filtro. El filtro puede tener una pluralidad de elementos de filtro, en el que cada elemento de filtro deja pasar una banda diferente o un grupo diferente de longitudes de onda. Cada uno de los elementos de filtro individuales o varios elementos de filtro juntos pueden ser usados para seleccionar las longitudes de onda de salida de la unidad 100 de iluminacion. El filtro sintonizable puede ser sintonizado electricamente tambien para dejar pasar una banda optica deseada o bandas opticas deseadas cambiando sus propiedades opticas.

La unidad 100 de iluminacion puede comprender lentes, tubos de luz, espejos, elementos dicroicos, aberturas, etc. necesarios para la formacion de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion y una iluminacion adecuada para el plano de la imagen 130 intermedia. Un elemento de fuente puede ser, por ejemplo, un LED (Light Emitting Diode, diodo emisor de luz), un LED organico, plasma emisorde luz, un laser, una bombilla incandescente, una lampara halogena, una lampara de arco (tal como una lampara de arco de xenon, por ejemplo), una lampara fluorescente o cualquier lampara que emita longitudes de onda adecuadas y que tiene otras propiedades adecuadas para el dispositivo.

En una realizacion, la unidad 100 de iluminacion comprende un chip LED blanco y un chip LED que emite con una longitud de onda en el infrarrojo cercano (NIR), cuyas radiaciones pueden combinarse entre sf usando un espejo dicroico, por ejemplo. El chip LED blanco puede emitir luz visible en una banda de 400 nm a 700 nm y un chip LED NIR puede emitir luz en una banda de 700 nm a 1.200 nm o en una banda mas estrecha de 800 nm a 900 nm, por ejemplo. Usando la longitud de onda NIR, el instrumento de examen puede ser alineado a una posicion correcta para la captura de imagen, despues de lo cual la luz blanca puede ser usada en modo flash para capturar una imagen fija o un video (corto). La longitud de onda NIR no causa un reflejo de luz pupilar y, por lo tanto, el instrumento de examen puede ser disenado para operar con tamanos de pupila mas grandes, lo que a su vez facilita la ponderacion de los compromisos en el diseno optico.

En una realizacion, el ojo es iluminado solo con la radiacion de infrarrojo cercano y el dispositivo de examen optico se mantiene desenfocado con la radiacion de infrarrojo cercano de manera que la luz visible este enfocada. Dicha configuracion de los componentes opticos, es decir, enfoque, es posible gracias a que las lentes refractan la radiacion de infrarrojo cercano de manera un poco diferente a la luz visible y la diferencia en la refraccion y, por lo tanto, en el enfoque, se conoce de antemano. Cuando se dispara el flash de luz visible, no es necesario tomar acciones para enfocar ya que la

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optica de formacion de imagenes ya esta en un estado enfocado.

Para muchos propositos de diagnostico, tales como en angiograffa fluorescente, puede ser beneficioso iluminar y/o obtener imagenes con bandas opticas predeterminadas. En esos y otros propositos de analisis espectral, la unidad 100 de iluminacion puede comprender una o mas fuentes que transmiten radiacion optica de banda ancha, que pueden ser filtradas a continuacion usando filtros de paso de banda para proporcionar al menos una banda de longitud de onda deseada. En angiograffa fluorescente, la iluminacion adecuada podna ser de entre 465 nm y 490 nm, por ejemplo. Puede evitarse el uso de filtros cuando se usan uno o mas elementos de fuente que pueden emitir la luz en uno o mas intervalos de longitud de onda adecuados. Un ejemplo de dicha realizacion sin filtros es un LED azul que emite en una longitud de onda central de 470 nm para angiograffa. En una realizacion, pueden usarse filtros con longitud de onda sintonizable.

Tambien puede ser util filtrar la radiacion optica de formacion de imagenes antes de que llegue al componente 136 de deteccion. El filtrado puede limitar la radiacion optica de formacion de imagenes a al menos una banda deseada. El ancho de banda de la al menos una banda puede variar desde una unica longitud de onda (un filtro de ranura muy estrecho) a cientos de nanometros, por ejemplo. Sin embargo, el ancho de banda de la banda o bandas opticas no se limita al ejemplo.

Tambien pueden necesitarse filtros para bloquear una o mas bandas opticas en un dominio IR o UV. Por ejemplo, la radiacion UV puede causar danos en el ojo. Pueden usarse filtros separados en la trayectoria de la radiacion de formacion de imagenes y la trayectoria de la radiacion de iluminacion para obtener al menos una imagen con una banda parcial o totalmente diferente que la de la iluminacion.

En una realizacion, la unidad 100 de iluminacion puede estar basada en las ensenanzas de la iluminacion Kohler aunque tambien puede usarse iluminacion cntica o algun otro esquema de iluminacion. Puede formarse una imagen del area de emision de un chip LED en la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion (es decir, la pupila de iluminacion). A continuacion, la salida angular del chip mostrada en el diafragma 160 de campo de iluminacion puede ser mostrada en un plano de la imagen 130 intermedia, que puede ser mostrada a la retina 128 por el objetivo 104. Ademas de la ventaja de tener un diafragma de campo de iluminacion para bloquear la luz difusa ofensiva, esto puede proporcionar una pupila bien definida y una iluminacion uniforme y no vineteada a la retina 128.

En una realizacion, una iluminacion sencilla puede estar basada en una lente condensadora esferica, que recoge luz desde un LED y forma imagenes del area de emision en la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion y, al mismo tiempo, forma imagenes del diafragma 160 de campo de iluminacion en el plano de la imagen 130 intermedia.

En una realizacion, la unidad 100 de iluminacion puede comprender un LED con optica de recoleccion o un solo chip LED.

Ahora, exairffnese mas detalladamente el objetivo 104. El instrumento de examen puede comprender el objetivo 104 y el sistema 138 de lente de rele. El objetivo 104 puede formar una imagen 130 intermedia real de una retina 128 entre el objetivo 104 y el componente 136 de deteccion. El sistema 138 de lente de rele puede formar una imagen de la imagen 130 intermedia sobre el componente 136 de deteccion. Esta formacion de imagenes que tiene lugar dos veces, o formacion de imagen doble, donde se forma la imagen 130 intermedia, puede tener ventajas: Por ejemplo, hay espacio para el divisor 102 de haz. De lo contrario, el divisor 102 de haz debena ser insertado fuera del objetivo 104, es decir, entre el objetivo 104 y el ojo 122. Eso podna causar graves inconvenientes, tales como una distancia de trabajo corta desde el ojo, un campo de vision estrecho y problemas relacionados con el brillo de la imagen.

De manera alternativa, el divisor 102 de haz podna ser insertado en el objetivo 104, lo que restringe considerablemente el diseno del objetivo y causa otros inconvenientes, tales como un gran tamano requerido para el componente 136 de deteccion. Otra ventaja de la arquitectura de doble formacion de imagen puede ser que la amplificacion desde la retina 128 al componente 136 de deteccion es facil de ajustar y fijar a un valor adecuado para un tamano deseado del componente 136 de deteccion. La ampliacion tambien puede ser ajustable, es decir, el sistema puede contener una funcion de zoom optico, mediante el ajuste de los elementos opticos o, posiblemente, el ajuste de la distancia entre la imagen 130 intermedia y el componente de deteccion, por ejemplo. Todavfa otra ventaja de la arquitectura de formacion de imagenes doble puede ser que la imagen 130 intermedia puede ser mtida o no, lo que significa que no es necesario que todas las aberraciones causadas por el ojo 122 y el objetivo 104 sean corregidas solo por el objetivo 104. Por el contrario, algunas de las aberraciones pueden ser corregidas tambien en el sistema 138 de lente de rele, ya que las posibilidades para corregir aberraciones con el objetivo 104 son limitadas. Por lo tanto, puede ser posible obtener una imagen nftida con un amplio campo de vision.

Todavfa otra ventaja de la arquitectura de doble formacion de imagen es que la unidad 106 de camara con el sistema 138 de lente de rele y el componente 136 de deteccion puede ser una parte en un conjunto que comprende ademas partes 1500 a 1504 opticas funcionales acoplables a, y desmontables repetidamente de, la unidad 106 de camara. Dicho un instrumento de examen se muestra en la Figura 15. La unidad 106 de camara individual puede ser usada en una amplia gama de aplicaciones, tal como en el examen de partes exteriores de un cuerpo, por ejemplo la piel. Entonces, una parte

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1500 optica funcional puede incluir el divisor 102 de haz y el objetivo 104, por ejemplo. Al menos una parte 1502 (o 1504) optica funcional adicional en el conjunto puede capturar imagenes de al menos un organo diferente del ojo 122 y el al menos un organo sobre la superficie exterior de un cuerpo.

En su forma mas simple, el objetivo 104 puede ser un singlete, que puede tener una o dos superficies asfericas. El angulo entre el eje optico del objetivo 104 y el eje optico de la radiacion de formacion de imagenes puede estar comprendido entre 0 y 9 grados, por ejemplo, sin restringirse a estos valores.

El objetivo 104 puede estar realizado en vidrio o plasticos opticos. La birrefringencia puede ser minimizada templando el vidrio del objetivo 104 despues del pulido. En una realizacion, el objetivo 104 comprende un doblete, que puede ser usado para minimizar las aberraciones cromaticas. Naturalmente, el numero de elementos no se limita a uno o dos y pueden existir una pluralidad de variaciones de los disenos. Si algunas de las lentes estan introduciendo birrefringencia, es posible usar un compensador adecuado para compensar la birrefringencia. Otra posibilidad es usar un objetivo de una forma superficial adecuada. Todavfa otra posibilidad es aplicar un procedimiento conjugado de punto negro.

La longitud focal del objetivo 104 puede variar de 10 mm a 50 mm, por ejemplo. Un campo de vision completo puede ser de 20° a 60°, por ejemplo. La distancia de trabajo al ojo puede ser de 8 mm a 40 mm, por ejemplo. La amplificacion desde la retina 128 a la imagen 130 intermedia puede ser de 1,2 a 2,0, por ejemplo.

El sistema 138 de lente de rele puede formar una imagen de la imagen 130 intermedia al componente 136 de deteccion. El divisor 102 de haz con o sin efecto de polarizacion puede estar entre la imagen 130 intermedia y el sistema 138 de lente de rele, pero puede estar tambien dentro del sistema 138 de lente de rele. Sin embargo, el divisor 102 de haz puede no estar colocado entre el componente 136 de deteccion y el diafragma de abertura del sistema 138 de lente de rele, en el que el diafragma de abertura actua como la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara. Puede considerarse como una ventaja que el sistema 138 de lente de rele y el objetivo 104 puedan ser sistemas de lentes separados, es decir, el componente 136 de deteccion y el sistema 138 de lente de rele juntos pueden formar una unidad 106 de camara de multiples usos.

El tamano y la forma del diafragma de abertura, es decir, la pupila 114 de entrada, estan dimensionados de manera que pueda proporcionarse una imagen deseada de la misma en la parte frontal del ojo 122. En una realizacion, el sistema 138 de lente de rele es un sistema de lente de camara convencional con una abertura circular. En una realizacion, la longitud focal del sistema 138 de lente de rele puede ser de entre 8 mm y 100 mm. Frecuentemente, se encuentra que una longitud focal de 12 mm a 35 mm es satisfactoria.

En una realizacion mostrada en la Figura 1, el instrumento de examen puede tener una lente 160 de campo para el aplanamiento de campo o para acoplar una pupila, por ejemplo. La lente 160 de campo puede estar cerca del plano de la imagen 130 intermedia. La lente 160 de campo puede ser una parte del objetivo 104 o el sistema 138 de lente de rele, o puede ser tambien en parte comun a los dos.

Tal como se muestra esquematicamente en la Figura 16, en una realizacion el instrumento de examen puede comprender un divisor 1702 de haz entre la lente 104 objetivo y la imagen 130 intermedia y uno o mas objetivos 1704 de fijacion posicionados sustancialmente sobre la imagen 1706 de espejo virtual de la imagen 130 intermedia a traves del divisor 1702 de haz. El divisor 1702 de haz puede corresponder al divisor 102 de haz. Los objetivos 1704 de fijacion pueden ser usados para guiar la direccion de vision y la distancia de enfoque del ojo 122 del paciente con el fin de ayudar a la captura de una o mas imagenes de la retina 128 centradas en diferentes partes de la retina y para ayudar a enfocar el dispositivo a la retina.

Tal como se muestra en la Figura 17, los uno o mas objetivos 1704 de fijacion pueden comprender una placa 1802 de abertura que tiene aberturas 1804 iluminadas por una o mas unidades 1806 de fuente, tales como LEDs que emiten radiacion 1808 visible a traves de los orificios 1804, por ejemplo. Una o mas unidades de fuente sin placa de apertura pueden ser usadas tambien como objetivo de fijacion. El divisor 1702 de haz puede ser una placa de vidrio, por ejemplo, que refleja una parte de la radiacion 1808 emitida al ojo. El divisor 1702 de haz puede tener un revestimiento adecuado sobre el mismo.

Otra realizacion que comprende un objetivo de fijacion se muestra en la Figura 18 que, por lo demas, es similar al sistema descrito con la Figura 1, pero tiene una segunda unidad de iluminacion adicional, que puede crear uno o mas objetivos de fijacion visibles para el ojo 122 y que puede ser denominada una unidad 1902 de objetivo de fijacion. Similar a la primera unidad 100 de iluminacion, la unidad 1902 de objetivo de fijacion puede comprender componentes opticos tales como una lente o unas lentes y una fuente 1904 de radiacion optica, que puede comprender uno o mas elementos de fuente. La fuente de radiacion optica de la unidad de objetivo de fijacion puede operar en una region de luz visible de manera que una o mas imagenes de los objetivos de fijacion puedan ser vistas por el paciente. La radiacion optica puede ser generada por chips LED que emiten radiacion roja, verde, azul o blanca, por ejemplo.

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La unidad 1902 de objetivo de fijacion puede dirigir la radiacion optica de la fuente 1904 desde una pupila 1906 de salida de la unidad 1902 de objetivo de fijacion al divisor 102 de haz. La pupila 1906 de salida puede ser una imagen de una abertura ffsica en la unidad 1902 de objetivo de fijacion formada por los elementos opticos despues de la abertura. El divisor 102 de haz puede dirigir la radiacion optica al objetivo 104 en una trayectoria 1908 de la radiacion de objetivo de fijacion. El divisor 102 de haz puede reflejar una parte deseable de la radiacion optica a traves del objetivo 104 al ojo 122.

El mismo principio de construccion del objetivo de fijacion mostrado en la Figura 18 puede aplicarse a la realization descrita en la Figura 2, o tambien a otras realizaciones descritas.

La unidad 1902 de objetivo de fijacion puede comprender un diafragma 1910 de campo, que puede contener objetivos de fijacion, cuyas imagenes pueden ser vistas por el ojo del paciente 122, y que pueden ser usados para dirigir el ojo del paciente a la direction deseada. Cuando un proposito es tener una imagen que cubre 180° de la superficie horizontal interior de un ojo, puede ser necesario capturar tres imagenes, cada una de las cuales abarca 60°. Una primera imagen puede ser capturada cuando la persona es guiada a mirar a la izquierda, una segunda imagen puede ser capturada cuando la persona es guiada a mirar hacia delante, y una tercera imagen puede ser capturada cuando la persona es guiada a mirar a la derecha. Puede formarse una imagen panoramica a partir de las tres imagenes. Las imagenes de los objetivos de fijacion pueden ser usadas tambien para guiar un ojo para que se acomode a una distancia deseada. Tfpicamente, el diafragma 1910 de campo puede ser conjugado con la imagen 130 intermedia y la retina 128 de manera que el paciente vera las imagenes objetivo enfocadas. Debido a que ffpicamente el ojo intenta enfocar imagenes visibles, los objetivos de fijacion en el diafragma 1910 de campo grnan el ojo 122 para enfocar a la distancia predeterminada.

La Figura 19 muestra un ejemplo de imagenes reales de las imagenes de fijacion formadas por la unidad 1902 de objetivo de fijacion sobre la retina 128. Las imagenes pueden comprender cinco puntos 2002 circulares en ubicaciones predeterminadas: un punto 2002A puede estar situado sobre el eje del dispositivo, y los otros puntos 2002B pueden estar separados del eje del dispositivo una cierta distancia que puede ser determinada por un angulo de campo. El angulo de campo de separation puede estar dispuesto para ser de 8° a 25°, por ejemplo. El angulo de campo puede depender del campo de vision usado del dispositivo de examen. Cada punto 2002 puede ser formado por una unidad de fuente de luz independiente. Las una o mas fuentes de luz pueden emitir un punto 2002 en cada momento de manera que el ojo 122 solo ve un punto 2002 en cada momento y enfoca a ese punto. La fuente de luz tambien puede emitir mas de un punto 2002 en cada momento. Entonces, el ojo 122 puede ver varios puntos 2002 en cada momento y puede enfocar los mismos.

La unidad 1902 de objetivo de fijacion no necesita estar irradiando luz durante la captura de la imagen. Por lo tanto, las posibles reflexiones de la cornea y el cristalino del ojo pueden no degradar la calidad de imagen y, de esta manera, no es necesario configurar de manera tan cuidadosa el tamano y la position de la pupila 1906 de salida de la unidad 1902 de objetivo de fijacion como el tamano y la posicion de la pupila 112 de salida de la unidad de iluminacion con respecto a la pupila 114 de entrada de la unidad 106 de camara. En el interior del ojo, puede formarse una imagen de la pupila 1906 de salida de la unidad 1902 de objetivo de fijacion aproximadamente entre las imagenes de la pupila 112 de salida y la pupila 114 de entrada, o aproximadamente por encima de la imagen de la pupila 114 de entrada, por ejemplo.

En una realizacion, la unidad 1902 de objetivo de fijacion y la unidad 100 de iluminacion pueden usar divisores 102 de haz separados para guiar el haz 134 de iluminacion y el haz 1908 de objetivo de fijacion al ojo. En la Figura 18, la unidad 1902 de fijacion de objetivo puede usar el mismo pre-polarizador 140 opcional que la unidad 100 de iluminacion. Sin embargo, tambien pueden usar pre-polarizadores separados. La unidad 1902 de fijacion de objetivo y la unidad 100 de objetivo de iluminacion pueden compartir tambien otros componentes comunes, tales como espejos plegables, lentes, o placas de circuito impreso o disipadores de calor para los LEDs, por nombrar unos pocos.

Considerese mas detalladamente una realizacion de una unidad 1902 de objetivo de fijacion, tal como la mostrada en la Figura 20. Una unidad 1902 de objetivo de fijacion puede comprender una o mas fuentes 2102 LED, una placa 2104 de orificio, una o mas lentes 2106 de rele y un diafragma 2108 de pupila de abertura. Los LEDs 2102 pueden iluminar los orificios 2110 en la placa 2104 de orificio para obtener imagenes de los orificios 2110 por la lente 2106 de rele a traves de la imagen 130 intermedia a la retina 128. La placa 2104 de orificio puede estar situada en el diafragma 1910 de campo de la unidad 1902 de objetivo de fijacion. La trayectoria de la radiacion de objetivo de fijacion en esta configuration se muestra mediante las ffneas 1908.

En un caso ejemplar, el diafragma 2108 de pupila de abertura ffsica coincide con la pupila 1906 de salida de la unidad 1902 de objetivo de fijacion, pero tambien podrfan ser diferentes. Si el diafragma 2108 de la pupila de abertura esta situado entre la placa 2104 de orificio y al menos una lente 2106 de rele, no es necesario que el diafragma 2018 de pupila de abertura coincida con la pupila 1906 de salida de la unidad 1902 de objetivo de fijacion. El diafragma 2108 de pupila de abertura puede estar formado tambien por la abertura libre de una lente de rele de manera que puede no ser necesaria una abertura ffsica separada.

El diafragma 2108 de pupila de abertura puede comprender un diafragma de iris ajustable, que puede ser usado para

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ajustar el brillo de las imagenes de objetivo de fijacion sin afectar a la forma de las caractensticas. El brillo puede ser ajustado tambien ajustando el brillo de la salida de las fuentes de radiacion. El ajuste de brillo de las imagenes de objetivo puede ser usado para abrir y cerrar el iris 127 del ojo 122. La inspeccion de un ojo es mas facil cuando la pupila es grande. Ademas, puede suministrarse mas radiacion optica al ojo de una pupila grande. Ademas, el ajuste mecanico y optico del instrumento de examen es mas facil cuando la pupila de un ojo es grande.

Puede haber uno o mas elementos 2112 de homogeneizacion o difusion entre los LEDs 2102 y la placa 2104 de orificio, o en el interior de los orificios 2110, con el fin de homogeneizar la distribucion de luz de la zona observada en el interior de los orificios 2110. De esta manera, la estructura de los LEDs no es vista por la persona examinada. Otra posibilidad es usar orificios suficientemente largos que actuan como pequenos tubos de luz para proporcionar una salida espacial uniforme. Todavfa otra posibilidad puede ser suministrar la luz desde los LEDs 2102 a fibras opticas que mezclan la distribucion de la luz. A continuacion, las fibras pueden emitir la luz hacia el divisor 104 de haz.

En lugar de puntos circulares, los objetivos de fijacion pueden proporcionar cualquier imagen sobre la retina. Las imagenes pueden comprender lmeas, cruces, anillos, caracteres, numeros, sfmbolos, etc. Las imagenes de objetivo de fijacion pueden ser monocromaticas o pueden tener diferentes colores. En una realizacion, el diafragma 1910 de campo de la unidad de objetivo de fijacion puede ser iluminado totalmente y el orificio 2104 de abertura puede ser modificable de manera que el operador pueda elegir las caractensticas de objetivo de fijacion deseadas para cada tarea. De manera adicional o alternativa, las imagenes de la fijacion de objetivo pueden estar formadas por una matriz LED, o matriz OLED (LED organico) que puede ser operativamente similar a la placa 2104 de orificio. En una realizacion, las imagenes objetivo pueden ser formadas por un micro-display iluminado tal como LCD o LcoS (cristal lfquido sobre silicio), por ejemplo, o una matriz de micro-espejo tal como DMD (dispositivo micro-espejo digital), por ejemplo, que proporcionan una facil modulacion de las imagenes objetivo. En una realizacion, las imagenes objetivo pueden formar varios patrones o matrices sobre la retina, tales como arreglos de lmeas, matrices de puntos y arreglos polares, por ejemplo. Cualquiera de ellos solo o conjuntamente con otros puede ser usado como ayuda de enfoque para el dispositivo de examen, o utilizado para la medicion de dimension o forma o analisis del ojo.

Los uno o mas objetivos de fijacion cuya imagen es formada sobre la retina pueden modularse de diversas maneras. Pueden formarse, de manera continua, imagenes de los uno o mas objetivos de fijacion sobre la retina. En una realizacion, de otra manera, pueden formarse de manera continua imagenes de los objetivos de fijacion sobre la retina, pero pueden apagarse durante una captura de imagen. Pueden formarse imagenes de los uno o mas objetivos de fijacion de manera intermitente con una frecuencia deseada sobre la retina, y la tasa de intermitencia puede ser sincronizada con la frecuencia de captura de imagenes, por ejemplo. Durante una captura de video, pueden formarse imagenes de los uno o mas objetivos de fijacion sobre la retina entre cada captura de fotograma de manera que el paciente pueda ver los objetivos de fijacion pero no puedan ser capturados en el video. En una realizacion, los uno o mas objetivos de fijacion pueden ser mostrados en cortos intervalos de tiempo y los fotogramas capturados, incluyendo las imagenes de uno o mas objetivos de fijacion, pueden ser removidos de la secuencia de video final.

En una realizacion, la posicion del diafragma 1910 de campo de la unidad 1902 de objetivo de fijacion puede ser ajustable en la direccion axial de manera que el ojo 122 pueda ser guiado para enfocar a diferentes distancias en base a la posicion de la unidad 1902 de fijacion. El ajuste de la posicion del diafragma de campo puede hacerse coincidir tambien con el enfoque de la unidad de camara. En una realizacion de la invencion, el diafragma 1910 de campo movil de la unidad 1902 de objetivo de fijacion puede ser usado para comprobar o medir la acomodacion del ojo 122 y/o el rango de acomodacion del ojo. Las imagenes de objetivo de fijacion pueden ser ajustables en la direccion perpendicular al eje optico, por ejemplo, de manera que el operador pueda guiar libremente la direccion de vision del ojo del paciente, sin estar limitada a las posiciones predeterminadas.

Ademas, en una realizacion, el objetivo de fijacion puede contener una unidad de fuente que opera en la region IR. De esta manera, las imagenes objetivo pueden ser formadas por la luz IR y pueden ser usadas para las mediciones de refraccion del ojo.

Generalmente, la longitud focal del objetivo 104 puede ser de entre 23 mm y 27 mm, por ejemplo. La distancia de trabajo (es decir, la distancia desde la cornea a la superficie mas cercana de la lente objetivo) del instrumento de examen puede ser de entre 18 mm y 26 mm, por ejemplo. La distancia optica desde la pupila de iluminacion a la imagen 130 intermedia puede ser de entre 90 mm y 130 mm, por ejemplo. La distancia optica desde la pupila de entrada de la lente de rele a la imagen intermedia es la misma, con un margen de 10 mm, que la distancia optica desde la pupila de iluminacion a la imagen intermedia. La longitud focal del sistema 138 de lente de rele puede ser de entre 15 mm y 25 mm, por ejemplo. El diametro de la pupila 114 de entrada puede ser de entre 3 mm y 6 mm. La imagen 130 intermedia puede estar a una distancia de aproximadamente 18 mm a 30 mm del objetivo 104. El campo de vision completo de 45° puede corresponder a un diametro de la imagen intermedia de aproximadamente 12 mm a 22 mm.

La Figura 21 es un diagrama de flujo de un aparato segun una realizacion de la invencion. En la etapa 2200, la radiacion optica de una fuente 110 es dirigida desde una pupila 112 de salida de una unidad 100 de iluminacion a un divisor 102 de

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haz. En la etapa 2202, la radiacion optica es dirigida a un objetivo 104 a lo largo de una trayectoria 134 de radiacion de iluminacion por el divisor 102 de haz. En la etapa 2204, la retina 128 de un ojo 122 es iluminada de manera que puedan formarse una imagen real de la pupila 112 de salida de la unidad 100 de iluminacion y una imagen real de una pupila 114 de entrada de una unidad 106 de camara en una posicion desde la cornea 120 a la parte 126 posterior del cristalino 124 del ojo 122 a traves del objetivo 104 con la radiacion optica. En la etapa 2206, se forma una imagen 130 intermedia real de la retina 128 a traves del objetivo 104 entre el objetivo 104 y la unidad 106 de camara en una trayectoria 132 de la radiacion de formacion de imagenes con la radiacion optica reflejada desde la retina 128. En la etapa 2206, la radiacion optica desde la retina 128 es dirigida a la unidad 106 de camara por el divisor 102 de haz. En la etapa 2208, la trayectoria 134 de la radiacion de iluminacion y la trayectoria 132 de la radiacion de formacion de imagenes son desviadas de una manera predeterminada por el divisor 102 de haz para prevenir una superposicion de las imagenes de la pupila 112 de salida y la pupila 114 de entrada al menos sobre las superficies 125, 126 del cristalino 124. En la etapa 2210, se forma una imagen real de la imagen 130 intermedia sobre un componente 136 de deteccion con la radiacion optica reflejada desde la retina 128 por un sistema 138 de lente de rele para transformar la imagen optica en una forma electrica a ser mostrada en la pantalla 150.

Una unidad 148 de procesamiento de imagenes puede incluir un procesador, un controlador o elemento similar conectado a una memoria y a diversas interfaces del instrumento de examen. Generalmente, la unidad 148 de procesamiento de imagenes puede ser una unidad de procesamiento central o un procesador de operacion adicional. El procesador puede comprender un circuito integrado espedfico de la aplicacion (Application-Specific Integrated Circuit, ASIC), una matriz de puertas programables por campo (Field-Programmable Gate Array, FPGA) y/u otros componentes de hardware que han sido programados para llevar a cabo una o mas funciones de al menos una realizacion. Un procesador puede ser realizado como un circuito electrico de una maquina de estados digital que realiza operaciones logicas basadas en las instrucciones de un programa de ordenador. En una realizacion ejemplar, el al menos un procesador puede ser implementado como un microprocesador que implementa funciones de una unidad de procesamiento central (Central Processing Unit, CPU) en un circuito integrado. La CPU es una maquina de estados logicos que ejecuta un programa de ordenador, que comprende las instrucciones de programa. Las instrucciones pueden ser codificadas como un programa de ordenador usando un lenguaje de programacion, que puede ser un lenguaje de programacion de alto nivel. La CPU puede comprender un conjunto de registros, una unidad logica aritmetica (Arithmetic Logic Unit, ALU), y una unidad de control (Control Unit, CU). La unidad de control es con-controlada por una secuencia de instrucciones transferidas a la CPU desde la memoria de trabajo. La unidad de control puede contener un numero de microinstrucciones para operaciones basicas. La implementacion de las microinstrucciones puede variar, dependiendo del diseno de la CPU. El microprocesador puede tener tambien un sistema operativo (un sistema operativo dedicado de un sistema embebido, o un sistema operativo en tiempo real), que puede proporcionar al programa de ordenador servicios del sistema. En una realizacion, las una o mas memorias pueden almacenar ademas instrucciones que, cuando son ejecutadas por uno o mas procesadores, causan que el instrumento de examen lleve a cabo sus operaciones.

La memoria puede incluir memoria volatil y/o no volatil y tfpicamente almacena contenido, datos, etc. Por ejemplo, la memoria puede almacenar codigo de programa de ordenador, tales como aplicaciones de software o sistemas operativos, informacion, datos, contenido, etc., para que el procesador realice las etapas asociadas con el funcionamiento del aparato segun las realizaciones. La memoria puede ser, por ejemplo, memoria de acceso aleatorio (Random Access Memory, RAM), una unidad de disco duro u otra memoria de datos fija o un dispositivo de almacenamiento. Ademas, la memoria, o parte de la misma, puede ser memoria extrafble conectada, de manera desmontable, al aparato.

El medio de almacenamiento de datos o la unidad de memoria pueden ser implementados dentro del procesador/ordenador o fuera del procesador/ordenador, en cuyo caso pueden estar acoplados, de manera comunicativa, al procesador/ordenador a traves de diversos medios, tal como se conoce en la tecnica.

Los datos de imagen formados por la unidad 148 de procesamiento de imagen pueden ser salvados en una memoria 152 del sistema optico. De manera adicional o alternativa, los datos de imagen pueden ser almacenados en un banco 154 de datos de un sistema de datos de pacientes de un hospital. Una imagen almacenada en la memoria 152 o en el banco 154 de datos puede ser recuperada para una revision en el sistema optico o en un ordenador.

El instrumento de examen puede ser usado como un oftalmoscopio portatil y/o una camara de fondo de ojo portatil. La razon de ello es que el instrumento de examen puede hacerse compacto y suficientemente ligero para ser agarrado con la mano durante el examen de un ojo.

Sera obvio para una persona con conocimientos en la materia que, a medida que avanza la tecnologfa, el concepto inventivo puede ser implementado de diversas maneras. La invencion y sus realizaciones no se limitan a los ejemplos descritos anteriormente sino que pueden variar dentro del alcance de las reivindicaciones.

Claims

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REIVINDICACIONES

1. Un aparato para obtener imagenes de un ojo, que comprende: una unidad (100) de iluminacion, un divisor (102) de haz polarizante, un objetivo (104), un sistema (138) de lente de rele, una unidad (1902) de objetivo de fijacion y una unidad (106) de camara;

en el que la unidad (100) de iluminacion comprende una fuente (110) de radiacion optica, y la unidad (100) de iluminacion esta configurada para dirigir la radiacion optica directa de la fuente (110) desde una pupila (112) de salida de la unidad (100) de iluminacion al divisor (102) de haz polarizante;

en el que el divisor (102) de haz polarizante esta configurado para dirigir la radiacion optica al objetivo (104) para iluminar la retina (128) de un ojo (122);

en el que la unidad (1902) de objetivo de fijacion esta configurada para iluminar la retina (128) del ojo (122) con al menos una imagen de objetivo de fijacion con radiacion optica visible;

en el que el objetivo (104) esta configurado para formar una imagen (130) intermedia real de la retina (128) entre el objetivo (104) y la unidad (106) de camara con la radiacion optica reflejada desde la retina (128), en el que se forman una imagen real de la pupila (112) de salida de la unidad (100) de iluminacion y una imagen real de una pupila de entrada de la unidad (106) de camara en la posicion que va desde la superficie frontal del cristalino (124) a la superficie posterior del cristalino (124) de un ojo (122);

en el que el divisor (102) de haz polarizante reside entre el objetivo (104) y la abertura del sistema (138) de lente de rele y esta configurado para dirigir la radiacion optica desde la retina (128) a la unidad (106) de camara, en el que el divisor (102) de haz polarizante esta configurado para desviar la trayectoria de la radiacion de iluminacion y la trayectoria de la radiacion de formacion de imagenes de una manera predeterminada para prevenir una superposicion de las imagenes de la pupila (112) de salida y la pupila de entrada solo dentro del cristalino (124); y

en el que la unidad (106) de camara comprende un componente (136) de deteccion, en el que el sistema (138) de lente de rele esta configurado para formar una imagen real de la imagen (130) intermedia sobre el componente (136) de deteccion con la radiacion optica reflejada desde la retina (128) para la imagen optica a mostrar.
2. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que la unidad (1902) de objetivo de fijacion esta configurada para dirigir la radiacion optica al divisor (102) de haz polarizante que esta configurado para dirigir la radiacion optica desde la unidad (1902) de objetivo de fijacion al objetivo (104) para formar al menos una imagen asociada con la unidad (1902) de objetivo de fijacion sobre la retina (128).
3. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que el objetivo esta configurado para formar una imagen real de una pupila de salida de la unidad (1902) de objetivo de fijacion al menos en la posicion que va desde la cornea (120) al lado (126) posterior del cristalino (124) del ojo (122).
4. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que el componente (136) de deteccion esta configurado para transformar la imagen optica en una forma electrica.
5. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que el divisor (102) de haz polarizante comprende al menos un polarizador.
6. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que el objetivo esta configurado para formar la imagen real de la pupila (112) de salida de la unidad (100) de iluminacion dentro del cristalino (124).
7. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que el objetivo esta configurado para formar la imagen real de la pupila de entrada de la unidad (106) de camara dentro del cristalino (124).
8. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que la imagen real de la pupila (112) de salida de la unidad (100) de iluminacion y la imagen real de la pupila de entrada de la unidad (106) de camara estan en diferentes ubicaciones en una lmea paralela al eje optico de la trayectoria de la radiacion de iluminacion o de la trayectoria de la radiacion de formacion de imagenes.
9. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que la unidad (100) de iluminacion esta configurada para iluminar continuamente la retina con radiacion infrarroja y la unidad (100) de iluminacion esta configurada para lanzar destellos de luz visible para capturar al menos una imagen fija de la retina (128).
10. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que el divisor (102) de haz polarizante reside entre el objetivo (104) y la

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abertura del sistema (138) de lente de rele.
11. Aparato segun la reivindicacion 1, en el que el aparato comprende una pluralidad de partes (1500, 1502, 1504) opticas funcionales;

en el que las partes (1500, 1502, 1504) opticas funcionales pueden montarse y desmontarse, de manera repetida, a/desde la unidad (106) de camara; y

en el que la unidad (106) de camara con al menos una parte (1500, 1502, 1504) optica funcional adicional del conjunto esta configurada ademas para capturar imagenes de al menos un organo diferente del ojo.
12. Un procedimiento para obtener imagenes de un ojo que comprende: dirigir (2200) la radiacion optica de una

fuente (110) desde una pupila (112) de salida de una unidad (100) de iluminacion a un divisor (102) de haz

polarizante;

dirigir (2202), por parte del divisor (102) de haz polarizante, la radiacion optica a un objetivo (104) a lo largo de una trayectoria de la radiacion de iluminacion;

iluminar (2204), la unidad (1902) de objetivo de fijacion, la retina (128) del ojo (122) con al menos una imagen de objetivo de fijacion con radiacion optica visible;

iluminar la retina (128) del ojo a traves del objetivo (104) con la radiacion optica de manera que se formen

una imagen real de la pupila (112) de salida de la unidad (100) de iluminacion y una imagen real de una

pupila de entrada de una unidad (106) de camara en una posicion que va desde la superficie frontal del cristalino (124) a la superficie posterior del cristalino (124) del ojo (122);

formar (2206), a traves del objetivo (104), una imagen (130) intermedia real de la retina (128) entre el objetivo (104) y la unidad (106) de camara en una trayectoria de la radiacion de formacion de imagenes con la radiacion optica reflejada desde la retina (128);

dirigir (2208), por parte del divisor (102) de haz polarizante entre el objetivo (104) y la abertura del sistema (1902) de lente de rele, la radiacion optica desde la retina (128) a la unidad (106) de camara;

desviar (2210) la trayectoria de la radiacion de iluminacion y la trayectoria de la radiacion de formacion de imagenes de una manera predeterminada entre el objetivo (104) y la abertura del sistema (1902) de lente de rele por parte del divisor (102) de haz polarizante para prevenir un solapamiento de las imagenes de la pupila (112) de salida y la pupila de entrada solo en el interior del cristalino (124); y

formar (2212), por parte de un sistema (138) de lente de rele, una imagen real de la imagen (130) intermedia sobre un componente (136) de deteccion con la radiacion optica reflejada desde la retina (128) para la imagen optica a mostrar.
13. Procedimiento segun la reivindicacion 12, en el que el procedimiento comprende ademas dirigir, por parte de la unidad (1902) de objetivo de fijacion, la radiacion optica al divisor (102) de haz polarizante y dirigir, por parte del divisor (102) de haz polarizante, la radiacion optica desde la unidad (1902) de objetivo de fijacion al objetivo (104) para formar al menos una imagen asociada con la unidad (1902) de objetivo de fijacion sobre la retina (128).
14. Procedimiento segun la reivindicacion 12, en el que el procedimiento comprende ademas formar, por parte del objetivo (104), una imagen real de la pupila de salida de la unidad (1902) de objetivo de fijacion en la posicion que va desde la cornea (120) al lado (126) posterior del cristalino (124) del ojo (122).
15. Procedimiento segun la reivindicacion 12, en el que el procedimiento comprende ademas transformar, por parte del componente (136) de deteccion, la imagen optica en una forma electrica.