ES2695399T3 - Sistema, dispositivo y método para la determinación de la presión intraocular - Google Patents

Abstract

Un sensor de presión intraocular (101) que comprende: un miembro de sustrato de silicio (200); un miembro separador (201); y una membrana flexible de nitruro de silicio (202); de tal manera que el miembro de sustrato de silicio (200), el miembro separador (201) y la membrana flexible de nitruro de silicio (202) definen una cavidad herméticamente cerrada (203); estando la membrana flexible de nitruro de silicio (202) configurada para moverse o deformarse en respuesta a los cambios de presión intraocular, de tal modo que el movimiento de la membrana flexible de nitruro de silicio (202) puede ser medido ópticamente, estando la membrana flexible de nitruro de silicio (202) configurada tanto para transmitir como para reflejar luz, y estando el miembro de sustrato de silicio (200) configurado para reflejar luz, de tal manera que la luz reflejada por el miembro de sustrato de silicio (200) interfiere, ya sea constructiva, ya sea destructivamente, con la luz reflejada desde la membrana flexible de nitruro de silicio (202) con el fin de crear un patrón de interferencia (300), y de tal modo que el patrón de interferencia resultante (300) se corresponde con presión intraocular.

Description

DESCRIPCION

Sistema, dispositivo y metodo para la determinacion de la presion intraocular

La presente invencion se refiere a sistemas, dispositivos y metodos para medir presion. Mas particularmente, la presente invencion se refiere a sistemas, dispositivos y metodos para medir la presion intraocular basandose en un sensor de presion intraocular.

Se conocen en la tecnica dispositivos que miden la presion intraocular (IOP - “Intraocular Pressure”-) mediante la medicion del aplanamiento de la cornea. Los oftalmologos se sirven de tales dispositivos para medir la IOP en la consulta de un profesional medico. Sin embargo, estas mediciones de punto unico siguen siendo insuficientes para acometer de un modo completo las enfermedades oculares, en particular el glaucoma. Los picos de IOP pasan desapercibidos en mediciones en horas de consulta, las fluctuaciones de la IOP pueden constituir un factor de riesgo independiente, y una mayorla de pacientes de glaucoma requieren modificaciones en sus soluciones de tratamiento topico y/o quirurgico tras multiples mediciones de la IOP a lo largo de un unico dla. Las mediciones infrecuentes hacen tambien diflcil evaluar la eficacia del tratamiento y/o asegurarse de la comodidad del paciente. Sin embargo, de manera mas frecuente, la tonometrla de largo plazo requiere mucha atencion profesional, es impractica, cara y, a menudo, se lleva a cabo unicamente con el ingreso en un hospital academico. Se conocen en la tecnica tonometros que pueden ser utilizados por el paciente, pero estos dispositivos a menudo provocan incomodidad, su administracion repetida ha demostrado ser diflcil para los pacientes, y han demostrado tener un grado de error inaceptable en estudios cllnicos.

Se conocen en la tecnica dispositivos electronicos implantables para una medicion mas frecuente de la presion intraocular. La lectura de sensores electronicos pasivos se ha revelado problematica debido a la dificultad del acoplamiento inductivo a los diminutos receptores existentes en el sensor. Los sensores activos superan este problema, pero requieren fuentes de energla o sistemas de almacenamiento de energla implantables, circuitos integrados implantados y grandes antenas. Como resultado de ello, tanto los sistemas pasivos como los activos han demostrado ser, hasta el momento, demasiado grandes y complejos, en su mayor parte irreversibles, peligrosos en lo que respecta a su biocompatibilidad, y/o propensos a errores.

El documento US 2004/254438 A1 divulga metodos, aparatos y sistemas par medir la presion y/o para la medicion cuantitativa o cualitativa de analitos presentes dentro del ojo o en cualquier otro lugar del cuerpo.

El documento US 2007/123768 A1 divulga instrumentos, sistemas y metodos oftalmicos especialmente configurados para llevar a cabo mediciones de tonometrla y paquimetrla simultaneas.

El documento US 2008/154114 A1 divulga un dispositivo y un metodo para uso en la medicion no invasiva de la presion intraocular (IOP) de un paciente.

De acuerdo con un aspecto de la invencion, un sistema para la determinacion de la presion intraocular incluye: un sensor de presion intraocular; una fuente de luz, que ilumina el sensor de presion intraocular con una o mas longitudes de onda de luz; y un detector, que mide la luz reflejada y/o emitida desde el sensor.

De acuerdo con la presente invencion, el sensor de presion intraocular incluye un miembro de sustrato, un miembro separador y una membrana flexible. El miembro de sustrato, el miembro separador y la membrana flexible definen una cavidad hermeticamente cerrada. La membrana flexible se ha configurado para moverse o deformarse en respuesta a los cambios en la presion intraocular, por lo que el movimiento de la membrana flexible puede ser medido opticamente. La membrana flexible se ha configurado tanto para transmitir la luz como para reflejarla, y el miembro de sustrato se ha configurado para reflejar la luz, de tal manera que la luz reflejada por el miembro de sustrato interfiere, ya sea constructiva, ya sea destructivamente, con la luz reflejada desde la membrana flexible para crear un patron de interferencia, y de modo que el patron de interferencia resultante se corresponde con la presion intraocular.

De acuerdo con una implementacion, el sistema incluye, adicionalmente, un dispositivo de tratamiento en comunicacion con el detector. La membrana flexible transmite y refleja, entonces, las una o mas longitudes de onda de la luz, el miembro de sustrato refleja las una o mas longitudes de onda de la luz transmitida por la membrana flexible, la luz reflejada por el miembro de sustrato interfiere con la luz reflejada desde la membrana flexible para crear un patron de interferencia, y el patron de interferencia se corresponde con la presion intraocular. De acuerdo con esta implementacion, el detector es un dispositivo de formation de imagen electronico que capta una imagen del patron de interferencia, y el dispositivo de tratamiento lleva a cabo un calculo de fase en la imagen del patron de interferencia para determinar los angulos de fase del patron de interferencia, y correlaciona los angulos de fase con la presion intraocular.

El dispositivo de tratamiento puede, de manera adicional, llevar a cabo el calculo de fase utilizando una transformada integral, y puede calcular las fases a una o mas frecuencias espaciales correspondientes a picos, en valor absoluto, de la transformada integral.

Tambien, el dispositivo de tratamiento puede utilizar los valores de las frecuencias espaciales correspondientes a los picos en valor absoluto de la transformada integral para corregir los errores que surgen de la desviacion angular de un sensor situado en orientacion normal con respecto a un eje optico del sistema de lectura.

Aun adicionalmente, cada longitud de onda emitida por la fuente de luz puede tener una longitud de coherencia mas grande que el doble de la distancia de separacion entre la membrana flexible y el miembro de sustrato.

De acuerdo con esta implementation, el sistema puede incluir, de manera adicional, un filtro optico colocado entre el sensor de presion intraocular y al menos uno de entre la fuente de luz y el dispositivo de formation de imagen electronico. El filtro optico proporciona una longitud de coherencia optica mas grande que dos veces la distancia desde la membrana flexible hasta el miembro de sustrato.

La fuente de luz puede ser modulada en el tiempo para permitir una detection en coincidencia del patron de interferencia.

Por otra parte, la fuente de luz puede emitir multiples longitudes de onda de luz, ya sea simultanea, ya sea secuencialmente, y las dimensiones de la membrana flexible pueden permitir un cambio de fase en el patron de interferencia de mas de 2n para al menos una de las multiples longitudes de onda de la luz.

De acuerdo con otra implementacion, el sistema incluye, adicionalmente, un dispositivo de tratamiento, en comunicacion con el detector, un revestimiento que contiene un material fluorescente, dispuesto revistiendo al menos uno de entre el miembro de sustrato y la membrana flexible, y un filtro, situado entre el sensor de presion intraocular y el detector. Una fuente de luz externa excita el material fluorescente del revestimiento, de tal manera que el material fluorescente del revestimiento emite una luz de una segunda longitud de onda, diferente, de tal modo que la emision de la luz de la segunda longitud de onda es el resultado de la excitation del material fluorescente, y la proximidad de la membrana flexible al miembro de sustrato modula la intensidad de la luz emitida, de una segunda longitud de onda, diferente. El detector es un sensor de intensidad luminosa. El filtro permite que unicamente llegue la segunda longitud de onda al detector. Entonces, el dispositivo de tratamiento establece una correlation entre la intensidad detectada a la segunda longitud de onda y la presion intraocular.

De acuerdo con otro aspecto de la invention, un dispositivo para medir la presion intraocular incluye: el sensor de presion intraocular anteriormente definido; un miembro de anclaje, fijado al sensor de presion intraocular para inmovilizar el sensor de presion intraocular dentro de un ojo; un miembro protector, fijado al miembro de anclaje y que cubre el sensor de presion intraocular con el fin de impedir el contacto entre la membrana flexible y partes del ojo; y un segundo sensor de presion intraocular, que tiene al menos uno de entre un diametro, forma, espesor de membrana, material de membrana y material de sustrato diferente, de tal modo que el sensor de presion intraocular y el segundo sensor de presion intraocular proporcionan al menos uno de entre una medicion de presion redundante, deteccion de fallo, compensation de las fluctuaciones de temperatura en el ojo, sensibilidad de medicion de la presion incrementada, e intervalo dinamico de la medicion de presion incrementado.

De acuerdo con una implementacion, el miembro de anclaje comprende una placa destinada a ser insertada en la bolsa esclerotica y a la inmovilizacion del dispositivo, as! como un brazo destinado a entrar en la camara anterior del ojo a traves del tunel esclerotico. La placa puede incluir unos orificios para suturar la placa al ojo, y/o unos orificios para ayudar a la cicatrization de la herida.

De acuerdo con otra implementacion, el miembro de anclaje incluye un par de pinzas para enclavarse al iris del ojo.

El miembro de anclaje y el miembro protector pueden estar hechos de un material biocompatible seleccionado de entre el grupo consistente en polimetilmetacrilato, otros plasticos acrllicos, silicona, otros plasticos biocompatibles, metales biocompatibles y aleaciones metalicas biocompatibles.

De acuerdo con una implementacion, la cavidad hermeticamente cerrada del sensor de presion intraocular tiene una presion por debajo de una atmosfera.

Aqul, el material y las dimensiones de la membrana flexible pueden proporcionar diversos periodos en el patron de interferencia con el fin de estimar la fase con un error comprendido entre ±0,03 radianes, de tal modo que es posible medir la presion intraocular con una precision de 1 mm Hg [mm de columna de mercurio] a lo largo de un intervalo entre 610 mm Hg y 820 mm Hg de presion absoluta.

Tambien de acuerdo con esta implementacion, el material y las dimensiones de la membrana flexible pueden evitar que la membrana entre en contacto con el fondo de la cavidad hermeticamente cerrada, bajo las presiones que se encuentran en el entorno intraocular.

De manera adicional, de acuerdo con esta implementacion, los materiales y dimensiones de la membrana flexible pueden limitar los errores de medicion de la presion a menos de 1 mm Hg en presencia de fluctuaciones de temperatura desde 32°C hasta 36°C que se encuentran por lo comun en el entorno intraocular.

Aun adicionalmente, de acuerdo con esta implementacion, el material y las dimensiones de la membrana flexible y el espesor del miembro separador proporcionan un patron de interferencia sin necesidad de utilizar una fuente de luz, lo cual se basa en la accion de laser.

Esta implementacion puede incluir, de manera adicional, una capa de material adicional dispuesta como revestimiento sobre el lado externo de la membrana, de tal manera que el espesor y el Indice de refraccion del material adicional igualan la reflexion procedente de la membrana flexible y del miembro de sustrato.

De manera adicional, el material y las dimensiones de la membrana de esta implementacion pueden limitar el cambio de fase en el patron de interferencia a menos de 2n en todo el intervalo entre 610 mm Hg y 820 mm Hg de presion absoluta.

De acuerdo con otra implementacion, el sensor de presion intraocular incluye un revestimiento que contiene un material fluorescente, de tal modo que el revestimiento se dispone revistiendo al menos uno de entre el miembro de sustrato y la membrana flexible. Una fuente de luz externa excita el material fluorescente del revestimiento, y el material fluorescente del revestimiento emite una luz de una segunda longitud de onda, diferente, de tal modo que la de la luz de la segunda longitud de onda es el resultado de la excitacion del material fluorescente. La proximidad de la membrana flexible al miembro de sustrato modula la intensidad de la luz emitida de una segunda longitud de onda, diferente, y la intensidad detectada de la luz emitida de la segunda longitud de onda, diferente, es utilizada para determinar la presion.

Esta implementacion puede incluir, de manera adicional, un medio de dispersion dispuesto como revestimiento sobre al menos uno de entre la membrana flexible y el miembro de sustrato.

Tambien de acuerdo con esta implementacion, el revestimiento puede incluir, de manera adicional, un segundo material fluorescente, y la fuente de luz externa puede excitar, adicionalmente, el segundo material fluorescente del revestimiento para que emita una luz de una tercera longitud de onda, diferente. Entonces, la diferencia de las intensidades detectadas de la luz emitida en las segunda y tercera longitudes de onda puede utilizarse para determinar la presion.

Basicamente, un metodo para la determinacion de la presion intraocular incluye colocar un sensor de presion intraocular dentro de un ojo, de tal manera que el sensor de presion intraocular incluye un miembro de sustrato, un miembro separador y una membrana flexible, de tal manera que el miembro de sustrato, el miembro separador y la membrana flexible definen una cavidad hermeticamente cerrada dentro de la cual la membrana flexible se mueve y/o se deforma en respuesta a los cambios de presion intraocular. El metodo incluye, de manera adicional, iluminar, con una fuente de luz, el sensor de presion intraocular con una o mas longitudes de onda de luz, y detectar, con un detector, una luz resultante que contiene information acerca de la presion intraocular.

De acuerdo con una implementacion, la membrana flexible transmite y refleja las una o mas longitudes de onda de luz, el miembro de sustrato refleja las una o mas longitudes de onda de luz transmitidas por la membrana flexible, y la luz reflejada por el miembro de sustrato interfiere con la luz reflejada desde la membrana flexible para crear un patron de interferencia. El patron de interferencia se corresponde con la presion intraocular.

De acuerdo con esta implementacion, detectar la luz resultante incluye captar, con un dispositivo de formation de imagen electronico, una imagen del primer patron de interferencia, y el metodo incluye adicionalmente: llevar a cabo un calculo de fase en la imagen del patron de interferencia con el fin de determinar los angulos de fase del patron de interferencia; y establecer una correlation entre los angulos de fase y la presion intraocular.

A continuation, esta implementacion puede incluir, adicionalmente, colocar un filtro optico entre el sensor de presion intraocular y al menos uno de entre la fuente de luz y el dispositivo de formacion de imagen electronico, de tal modo que el filtro optico proporciona una longitud de coherencia optica que es mayor que dos veces la distancia desde la membrana flexible hasta el miembro de sustrato.

De acuerdo con esta implementacion, la etapa de iluminar el sensor de presion intraocular incluye modular la fuente de luz en el tiempo, a fin de hacer posible una detection en coincidencia del patron de interferencia por parte del dispositivo de formacion de imagen electronico.

De acuerdo con otra implementacion, el metodo incluye, de manera adicional, disponer como revestimiento una capa que contiene material fluorescente sobre al menos uno de entre el miembro de sustrato y la membrana flexible. Iluminar el sensor de presion intraocular incluye excitar el material fluorescente del revestimiento con una fuente de luz tal, que el material fluorescente del revestimiento emite una luz de una segunda longitud de onda, diferente, de tal manera que la emision de la luz de la segunda longitud de onda es el resultado de la excitacion del material fluorescente. Entonces, la proximidad de la membrana flexible al miembro de sustrato modula la intensidad de la luz emitida de una segunda longitud de onda, diferente. De manera adicional, detectar la luz resultante incluye detectar la intensidad de la luz emitida de la segunda longitud de onda, diferente, para determinar la presion.

De acuerdo con otra implementation, colocar el sensor de presion intraocular dentro del ojo incluye inmovilizar el sensor de presion intraocular en el interior del ojo utilizando un miembro de anclaje fijado al sensor de presion intraocular. El miembro de anclaje puede incluir una placa y un brazo, y la inmovilizacion del sensor de presion intraocular en el interior del ojo puede incluir, de manera adicional: insertar la placa dentro de la bolsa esclerotica del ojo; e insertar el brazo dentro de la camara interior del ojo, a traves del tunel esclerotico. Tambien, inmovilizar el sensor de presion intraocular dentro del ojo puede incluir suturar la placa al ojo utilizando unos orificios existentes en la placa.

Basicamente, un metodo para la determination de la presion intraocular utiliza un patron de interferencia producido por un sensor de presion intraocular. El sensor de presion intraocular incluye un miembro de sustrato, un miembro separador y una membrana flexible. El miembro de sustrato, el miembro separador y la membrana flexible definen una cavidad hermeticamente cerrada; de tal modo que la membrana flexible se mueve y/o se deforma en respuesta a los cambios de presion intraocular. El movimiento o la deformation de la membrana flexible se mide opticamente. La luz procedente de la una fuente de luz, que emite en una o mas longitudes de onda de luz, ya sea simultanea, ya sea secuencialmente, es tanto transmitida como reflejada por la membrana flexible, y reflejada por el miembro de sustrato. La luz reflejada por el miembro de sustrato interfiere con la luz reflejada en la membrana flexible para crear un patron de interferencia. El metodo incluye: realizar, por medio de un dispositivo de tratamiento, un calculo de fase en el patron de interferencia con el fin de determinar los angulos de fase del patron de interferencia, y establecer una correlation de los angulos de fase con la presion. El calculo de fase puede llevarse a cabo utilizando una transformada integral, y las fases pueden ser calculadas a una o mas frecuencias espaciales correspondientes a los picos, en valor absoluto, de la transformada integral. De manera adicional, los valores de las frecuencias espaciales correspondientes a los picos, en valor absoluto, de la transformada integral pueden ser utilizados para corregir los errores que aparecen por la desviacion angular de un sensor situado en position normal con respecto al eje optico de un sistema de lectura.

Otras caracterlsticas y ventajas de la invention se expondran en, o resultaran evidentes de, la description detallada de realizaciones proporcionadas a modo de ejemplo de la invencion, que se encuentra mas adelante.

Estas y otras caracterlsticas, aspectos y ventajas de la presente invencion se haran mas facilmente comprensibles con referencia a la descripcion que sigue, las reivindicaciones adjuntas y los dibujos que se acompanan, en los cuales:

La Figura 1 es un diagrama de bloques funcional de un sistema proporcionado a modo de ejemplo para la determinacion de la presion intraocular, de acuerdo con la invencion;

Las Figuras 2A y 2B son vistas en corte transversal y esquematicas de sensores de presion intraocular proporcionados a modo de ejemplo, de acuerdo con la invencion;

La Figura 3A es una representation de una imagen de un patron de interferencia proporcionado a modo de ejemplo;

La Figura 3B es un grafico del valor absoluto de una transformada integral del patron de interferencia proporcionado a modo de ejemplo de la Figura 3A;

La Figura 3C es un grafico de una relation medida experimentalmente entre la fase de un patron de interferencia y la presion de llquido para un sensor de presion intraocular proporcionado a modo de ejemplo; La Figura 4A es otra representacion de una imagen de un patron de interferencia proporcionado a modo de ejemplo;

La Figura 4B es un grafico del valor absoluto de una transformada integral del patron de interferencia de la Figura 3A;

La Figura 5A es una vista en perspectiva y esquematica de una realization proporcionada a modo de ejemplo de un dispositivo para medir la presion intraocular de acuerdo con la invencion;

La Figura 5B es una vista en corte y esquematica de un ojo, con el dispositivo de la Figura 5A implantado en su interior;

La Figura 6A es una vista en planta y esquematica de otra realizacion proporcionada a modo de ejemplo de un dispositivo para medir la presion intraocular de acuerdo con la invencion;

La Figura 6B es una vista en planta y esquematica de un ojo, con el dispositivo de la Figura 6A implantado en su interior;

La Figura 7A a la Figura 7D son vistas en corte transversal y esquematicas de sensores de presion intraocular proporcionados a modo de ejemplo, de acuerdo con la invencion y que comprenden, adicionalmente, un revestimiento que contiene un material fluorescente;

La Figura 8A y la Figura 8B son representaciones de patrones de interferencia que tienen un cambio de fase de 2n;

La Figura 9A y la Figura 9B son representaciones de patrones de interferencia asociados con multiples longitudes de onda emitidas secuencialmente;

La Figura 9C a la Figura 9D son graficos del valor absoluto de transformadas de integral de los patrones de interferencia de la Figura 9A y de la Figura 9B, respectivamente;

La Figura 10A es una representacion de un patron de interferencia asociado con multiples longitudes de onda emitidas simultaneamente;

La Figura 10B es un grafico del valor absoluto de la transformada de integral del patron de interferencia de la Figura 10A;

La Figura 11A a la Figura 11D son graficos que muestran una relacion calculada de la potencia luminosa resultante con respecto a la potencia luminosa incidente, en funcion de la distancia de separacion entre la membrana y el revestimiento fluorescente;

La Figura 12 es un diagrama de flujo de un metodo proporcionado a modo de ejemplo para la determination de la presion intraocular de acuerdo con la invention;

La Figura 13 es un diagrama de flujo de un metodo proporcionado a modo de ejemplo para la determinacion de la presion a partir de un patron de interferencia producido por un sensor de presion intraocular de acuerdo con la invencion; y

La Figura 14A y la Figura 14B son vistas en perspectiva y esquematicas de realizaciones proporcionadas a modo de ejemplos adicionales de un dispositivo para medir la presion intraocular de acuerdo con la invencion.

La Figura 1 muestra un sistema 100 proporcionado a modo de ejemplo para la medicion frecuente de la presion intraocular utilizando un sensor de presion intraocular (esto es, dentro o en el interior de un ojo) 101, el cual, a la hora de utilizarse, sera implantado dentro de un ojo. La presion es medida opticamente por el sistema 100 utilizando una fuente de luz 102 para iluminar el sensor de presion intraocular 101 con una o mas longitudes de onda de luz incidente 103. Una luz resultante 113 (que comprende luz reflejada o una combination de luz reflejada y luz emitida) es captada por un detector 106, y la serial procedente del detector 106 es tratada por un dispositivo de tratamiento 107 con el fin de determinar la presion intraocular.

El sistema 100 proporcionado a modo de ejemplo comprende, adicionalmente, una lente de objetivo 110, un divisor de haz 104, una lente de iluminacion 111 y un difusor 112. La lente de objetivo 110 lleva a cabo al menos una de las funciones de recoger luz procedente del sensor intraocular 101 y formar una imagen del sensor de presion intraocular 101 en el detector 106. El divisor de haz 104 permite que la luz procedente de la fuente 102 llegue al sensor de presion intraocular 101, y que la luz reflejada procedente del sensor de presion intraocular 101 llegue al detector 106. La lente de iluminacion 111 y el difusor 112 proporcionan una iluminacion bien controlada y uniforme del sensor de presion intraocular 101. El sistema 100 proporcionado a modo de ejemplo comprende, de manera adicional, un sensor de presion atmosferica 109. El sensor de presion atmosferica 109 se comunica con el dispositivo de tratamiento 107 para permitir la medicion de la presion intraocular con respecto a la presion atmosferica. El sensor de presion atmosferica 109 puede ser un sensor de presion optico 101, como se ha descrito aqul, o uno de diversos sensores de presion atmosferica conocidos por los expertos en la tecnica de la medicion de la presion.

La Figura 2A muestra un sensor de presion intraocular 101 proporcionado a modo de ejemplo, que comprende un miembro de sustrato 200, un miembro separador 201 y una membrana flexible 202 que definen una cavidad hermeticamente cerrada 203. La membrana flexible 202 se desvla en respuesta a los cambios en la presion intraocular, y estos cambios pueden ser medidos opticamente. La luz incidente 103 es tanto transmitida como reflejada por la membrana flexible 202, y es reflejada por el miembro de sustrato 200. La luz reflejada por el miembro de sustrato 200 interfiere, bien constructiva o bien destructivamente, con la luz reflejada desde la membrana flexible 202, de tal manera que la luz resultante 113 (Figura 1) comprende un patron de interferencia 300, tal como se muestra en la Figura 3a .

El patron de interferencia 300 consiste en regiones claras y oscuras a las que se hace referencia como franjas de interferencia. Los grados mas claros y mas oscuros del patron de interferencia 300 se muestran como llneas de contorno continuas y de trazos de la Figura 3A. Estas franjas de interferencia cambian de position cuando la membrana flexible 202 se desvla en respuesta a los cambios en la presion intraocular, segun se describe con mas detalle mas adelante. De esta forma, el patron de interferencia 300 se corresponde con la presion intraocular.

El patron de interferencia 300 es captado utilizando el detector 106 (Figura 1). En una realization, el detector 106 es un dispositivo de formation de imagen electronico tal como una camara digital o un conjunto geometricamente ordenado de fotodetectores. En una realizacion, el detector 106 se comunica con un dispositivo de tratamiento 107 que lleva a cabo un calculo de fase sobre la imagen del patron de interferencia 300 y establece una correlation de los angulos de fase calculados con la presion intraocular.

La Figura 3C muestra la relacion, medida experimentalmente, entre la fase del patron de interferencia 300 y la presion de llquido para un sensor de presion intraocular 101 con un miembro de sustrato de silicio 200, una membrana flexible de nitruro de silicio 202, iluminado con una fuente de luz 102 consistente en un diodo electroluminiscente, a una longitud de onda de un valor similar a 800 nm.

Tal como se muestra en la Figura 3B, el dispositivo de tratamiento 107 (Figura 1) lleva a cabo el calculo de fase utilizando una transformada integral y calcula la fase a una o mas frecuencias espaciales correspondientes a los picos 301, en valor absoluto, de la transformada integral 302. Este calculo hace posible, de manera adicional, la correccion de las lecturas de presion para desviaciones angulares entre los ejes opticos de del detector 106 y del sensor de presion intraocular 101, tal y como se describe con mayor detalle mas adelante.

La Figura 4A muestra un patron de interferencia 300 tomado de un sensor 101 cuyo eje optico esta inclinado en torno al eje y, con lo que se comprime, efectivamente, el patron a lo largo de la direccion x.

La Figura 4B, explicada mas adelante, muestra el valor absoluto de una transformada integral 302 del patron de interferencia 300.

En una realizacion, cada longitud de onda emitida por la fuente de luz 102 (Figura 1) tiene una longitud de coherencia mas grande que el doble de la distancia de separacion entre la membrana flexible 202 y el miembro de sustrato 200 (Figuras 2A y 2B). El hecho de tener una longitud de coherencia suficientemente grande garantiza que el patron de interferencia 300 (Figura 3A) puede ser claramente captado por el detector 106 (Figura 1). Podrla contemplarse una longitud de coherencia mas corta, pero ello reducirla la visibilidad del patron de interferencia 300 y, de esta forma, reducirla la relacion de serial a ruido de la serial del detector 106.

En una realizacion, la fuente de luz 102 es un diodo electroluminiscente. Se prefiere un diodo electroluminiscente porque emite en un estrecho intervalo de longitudes de onda, tal, que la longitud de coherencia de la luz incidente 103 y de la luz resultante 113 se encuentra entre 1 pm y 1.000 pm. Esto es apropiado para el intervalo de espesores de la cavidad hermeticamente cerrada 203 que se describe con mayor detalle mas adelante. Las fuentes de luz de laser tambien ofrecen longitudes de coherencia suficientemente grandes, pero los diodos electroluminiscentes ofrecen una mayor seguridad para los ojos.

En el sistema 100 proporcionado a modo de ejemplo y que se muestra en la Figura 1, un filtro optico 105 esta colocado entre el sensor de presion intraocular 101 y al menos uno de entre la fuente de luz 102 y el detector 106. El filtro optico 105 aumenta la longitud de coherencia de al menos una de entre la luz incidente 103 y la luz resultante 113. El filtro optico 105 es necesario en caso de que la fuente de luz 102 no tenga una longitud de coherencia que sea intrlnsecamente lo bastante grande. En una realizacion preferida, el filtro se coloca inmediatamente enfrente del detector con el fin de bloquear otra luz que no este a la longitud de onda de la luz resultante 113.

En una realizacion preferida, las longitudes de onda de la luz incidente 103 se encuentran en la region espectral infrarroja, de manera que la luz incidente 103 sigue siendo visible por el paciente.

En una realizacion, la fuente de luz 102 es modulada en el tiempo por medio de un modulador 108 que tambien se comunica con el dispositivo de tratamiento 107. El modulador modula la fuente de luz mediante al menos unos de entre medios electricos o mecanicos, o alguna combinacion de medios electricos y mecanicos. El modulador 108 tiene una frecuencia tal, que hay muchos ciclos contenidos en una unica medicion de presion intraocular. La serial de modulacion puede ser cualquiera de diversas senales periodicas, tales como una onda senoidal o una onda cuadrada, que sean familiares para los expertos de la tecnica. La senal procedente del modulador 108 es tambien encaminada al dispositivo de tratamiento 107, en el que se combina con la senal procedente del detector 106 para su deteccion bloqueada en fase (o «en coincidencia»), una tecnica bien conocida por los expertos en la tecnica de las mediciones de senal de baja magnitud. Este metodo de deteccion reduce el ruido que podrla ser introducido por fuentes de luz, por ejemplo, las luces de la sala, distintas de la luz resultante 113.

En una realizacion, la fuente de luz 102 emite en multiples longitudes de onda de luz con el fin de mejorar al menos uno de entre la precision y el intervalo dinamico de la medicion de la presion. Esto es particularmente importante para disenos del sensor de presion intraocular 101 en los que la desviacion de la membrana flexible 202 lleva consigo un cambio de fase de mas de 2n.

La Figura 8A y la Figura 8B muestran patrones de interferencia 300 que tienen un cambio de fase de 2n.

Una medicion en una unica longitud de onda de un unico sensor de presion intraocular 101 (Figura 1) exhibira ambiguedades de presion si la fase cambia mas de 2n, tal como se describe con mayor detalle mas adelante.

La Figura 9A y la Figura 9B muestran patrones de interferencia 300 asociados con cada longitud de onda captada por el detector 106 de una realizacion en la que se emiten multiples longitudes de onda de forma secuencial. El dispositivo de tratamiento 107 (Figura 1) calcula el angulo de fase de cada patron de interferencia 300 a frecuencias espaciales correspondientes a las longitudes de onda de iluminacion, segun se describe con mayor detalle mas adelante.

Como se muestra en la Figura 10A, en una realizacion alternativa, la fuente de luz 102 emite las multiples longitudes de onda simultaneamente, y se genera un matron de interferencia 300 mas complejo. El dispositivo de tratamiento 107 calcula ahora los angulos de fase a partir de un unico patron de interferencia 300, pero en multiples frecuencias espaciales, de manera que cada frecuencia espacial se corresponde con una longitud de onda diferente, tal y como se describe con mayor detalle mas adelante.

En aun otra realizacion, tal como se muestra en la Figura 7A y en la Figura 7B, respectivamente, el sensor de presion intraocular 101 comprende, adicionalmente, un revestimiento 700 que contiene un material fluorescente, de tal manera que el revestimiento 700 se dispone revistiendo al menos uno de entre el miembro de sustrato 200 y la membrana flexible 202. Tal como se utiliza en esta memoria, un material fluorescente es un material que absorbe energla electromagnetica de una primera longitud de onda especlfica y reemite energla a longitudes de onda adicionales (pero igualmente especlficas) diferentes. Un fluoroforo es un componente de un material fluorescente, tal como una molecula de pigmento fluorescente, que absorbe energla electromagnetica de una primera longitud de onda especlfica y reemite energla a una segunda longitud de onda diferente (pero igualmente especlfica). Un material fluorescente puede contener uno o mas fluoroforos. La luz incidente 103 excita el material fluorescente del revestimiento 700, y el material fluorescente del revestimiento 700 emite luz de una segunda longitud de onda, diferente, de tal modo que la emision de la luz de la segunda longitud de onda es el resultado de la excitacion del material fluorescente. Tras pasar de vuelta a traves de la membrana flexible, y quiza siendo adicionalmente modulada, la luz emitida de una segunda longitud de onda, diferente, se convierte en la luz resultante 113.

En una realizacion, la proximidad de la membrana flexible 202 al miembro de sustrato 200 modula la intensidad de la luz resultante 113. En una realizacion, la intensidad de la luz resultante 113 procedente del sensor de presion intraocular 101 es modulada basandose en diversos fenomenos que se describen con mayor detalle mas adelante. En una realizacion, el detector 106 consiste en uno o mas sensores de intensidad luminosa. Los sensores de intensidad luminosa pueden consistir en al menos uno de entre fotodiodos y tubos fotomultiplicadores. La senal procedente del detector 106 se corresponde con la presion intraocular, y el dispositivo de tratamiento 107 trata la senal para determinar la presion intraocular. En una realizacion, el filtro optico 105 se coloca entre el sensor de presion intraocular 101 y el detector 106 de manera tal, que unicamente la segunda longitud de onda de la luz resultante 113 llega al detector 106.

El movimiento del sensor de presion intraocular 101 con respecto al conjunto que contiene el detector 106 debe ser considerado. El conjunto puede ser al menos uno de entre una unidad de mano, una unidad montada en la cabeza y una unidad montada en unas gafas. El conjunto puede contener, o no, la fuente de luz 102.

En una realizacion, el movimiento relativo se limita al proporcionar un objetivo al que el paciente mira mientras se esta llevando a cabo la medicion de la presion intraocular. El objetivo puede ser una estructura real o una imagen virtual creada utilizando optica contenida en el conjunto. Los expertos de la tecnica han encontrado que los movimientos angulares se ven limitados a menos de 0,2 grados durante la fijacion de la vista.

En una realizacion, puede anadirse un ocular al conjunto que contiene el detector 106. El receptaculo para el ojo contacta con la cara durante la medicion de la presion con el fin de limitar flsicamente el movimiento del sensor de presion intraocular 101 con respecto al detector 106.

En una realizacion, se anade al conjunto al menos uno de entre mecanismos de autoenfoque o mecanismos de estabilizacion de imagen, familiares para los expertos de la tecnica, a fin de minimizar el movimiento de la imagen del sensor 101 y del detector 106.

En una realizacion, el detector 106 es un sensor de imagen electronico con una velocidad de fotograma o trama de mas de 100 tramas por segundo. La velocidad de trama permite capturar imagenes durante los instantes en que el sensor esta enfocado y dentro del campo de vision del sensor de imagen electronico.

El dispositivo de tratamiento 107 es, preferiblemente, al menos uno de entre un circuito electronico dedicado, o de uso exclusivo, un microprocesador, un procesador de senal digital o un dispositivo logico programable. El dispositivo de tratamiento esta conectado al detector por al menos una de entre una conexion electrica flsica, una conexion inalambrica o una conexion de red, todas las cuales son familiares para los expertos de la tecnica.

La Figura 5A muestra un dispositivo para medir la presion intraocular, que comprende un sensor de presion intraocular 101 y un miembro de anclaje 500. El miembro de anclaje comprende un miembro protector 501, una placa 502 y un brazo 503.

La Figura 5B muestra un ojo 505 con el dispositivo implantado a traves de la esclera 508 de manera tal, que el sensor de presion intraocular 101 esta situado en la camara anterior 506 y es visible a traves de la cornea 507. El miembro protector 501 impide que el sensor de presion intraocular 101 entre en contacto con la cornea 507 en caso de movimiento del sensor hacia la cornea 507. Las dimensiones de la placa 502 se escogen de tal modo que pueda ser fijada a una bolsa esclerotica. Si bien pueden contemplarse otras dimensiones, resultan apropiadas una dimension larga de entre 1 mm y 5 mm y una dimension corta de entre 1 mm y 3 mm.

En una realizacion, la placa 502 contiene unos orificios 504 para suturar el miembro de anclaje 500 a la esclera 508. Si bien podrian contemplarse otras dimensiones, el diametro de los orificios debera ser mas grande que aproximadamente 50 pm para permitir el paso de una aguja e hilo de sutura no traumaticos.

En una realizacion, la placa 502 contiene unos orificios 504 para ayudar a la cicatrizacion de la herida. En este caso, la esclera 508 se cierra a traves de los orificios para facilitar tanto la cicatrizacion como la inmovilizacion del dispositivo. Las dimensiones del brazo 503 son tales, que el brazo puede extenderse a traves de un tunel esclerotico, colocando el sensor de presion intraocular 101 en una posicion del interior de la camara anterior 506 tal, que el sensor de presion intraocular 101 es visible a traves de la cornea 507. Pueden contemplarse otras dimensiones, pero son aceptables una anchura de brazo de entre 1 mm y 2 mm y una longitud de brazo de entre 2 mm y 7 mm.

En una realizacion mostrada en la Figura 6A y en la Figura 6B, el miembro de anclaje 500 comprende un par de pinzas 600 en al menos un extremo, de tal manera que puede ser fijado al iris 601 en lugar de fijarse en la esclera 508. En esta realizacion, el miembro de ancla 500, conjuntamente con el sensor de presion intraocular 101, a el fijado, es insertado dentro de la camara anterior 506 y colocado sobre el iris 601 de un modo tal, que no bloquea la pupila 602. El tejido del iris es enclavado por las pinzas 600 para inmovilizar el miembro de ancla 500 dentro del ojo 505.

En una realizacion mostrada en la Figura 14A, pueden incluirse dos o mas sensores de presion intraocular 101 en el mismo dispositivo. Esto proporciona mediciones de presion redundantes que aumentan la confianza en la presion facilitada por el sistema de medicion de presion intraocular 100. Ademas de ello, si falla uno de los de los sensores, la desviacion en las lecturas entre el primer sensor y cualesquiera sensores adicionales servira como indicacion del fallo.

En una realizacion que se muestra en la Figura 14B, el segundo sensor de presion intraocular 101 tiene al menos uno de entre un diametro, forma, espesor de la membrana flexible 202, material de la membrana flexible 202 y miembro de sustrato 200 diferentes. Los dos o mas sensores de presion 101 proporcionan al menos uno de entre una medicion de presion redundante, deteccion de fallo, compensacion de las fluctuaciones de temperatura en el ojo, precision de medicion de la presion incrementada, e intervalo dinamico de la medicion de presion incrementado. En esta realizacion, la deflexion de la membrana flexible 202 debida a los cambios de temperatura y la deflexion de la membrana flexible 202 debida a los cambios de presion pueden ser medidas por separado mediante la resolucion de un conjunto de ecuaciones simultaneas de la forma:

( ⁶ - ^{# 11} ) - S ¹⁷ (T - T ^q ) S ^1P (P - P ⁰ ) ,

(62 - #⁰²) - S ^{2 T} (T - T ^q ) S ^{2 P} (P - P ^q )

donde q y 62 son las fases para el patron de interferencia 300 o las intensidades asociadas con la fluorescencia para el primer y el segundo sensores, respectivamente. 6Q1 y 6Q2 son fases de referencia conocidas para el patron de interferencia 3O0 o intensidades de referencia conocidas asociadas con la fluorescencia para el primer y el segundo sensores, respectivamente. S1T y S2T son las sensibilidades de los primer y segundo sensores a los cambios de temperatura, por ejemplo, en radianes / °C o en intensidad / °C, S1P y S2P son las sensibilidades de los primer y segundo sensores a los cambios en la presion, por ejemplo, en radianes / mm Hg o en intensidad / mm Hg, T es la temperatura y T0 es una temperatura de referencia conocida, y P es la presion y P0 es una presion de referencia conocida.

Un dispositivo proporcionado a modo de ejemplo con dos sensores de presion intraocular 101 incluye un sensor intraocular con un diametro similar a 300 pm y otro con un diametro similar a 400 pm. El espesor de la membrana flexible 202 es similar a 1,5 pm para ambos sensores. Las sensibilidades de los dos sensores de presion intraocular 101 a los cambios en la presion son similares a 0,020 radianes / mm Hg y a 0,037 radianes / mm Hg, respectivamente, para intervalos de presion entre 730 mm Hg y 780 mm Hg (de 10 mm Hg a 50 mm Hg por encima de la presion atmosferica al nivel del mar). La sensibilidad de los dos sensores 101 a los cambios de temperatura es similar a 0,014 radianes / °C y a 0,023 radianes / °C, respectivamente. Asi, pues, los patrones de interferencia 300 obtenidos de los dos sensores permiten una diferenciacion entre los cambios de presion y los de temperatura.

En una realizacion, la desviacion de la membrana flexible 202 debida a los cambios de presion es diferente para los dos sensores 101. La presion se determina midiendo los angulos de fase de los patrones de interferencia 300 obtenidos de ambos sensores. Si el cambio de fase para al menos uno de los patrones de interferencia 300 excede de 2n, la presion aun puede ser determinada basandose unicamente en la fase de los demas patrones de interferencia. Ademas de ello, si el intervalo dinamico deseado se mantiene constante, el uso de dos sensores con una sensibilidad mas alta, pero al menos uno de ellos con un cambio de fase total mayor que 2n, puede mejorar la sensibilidad y, por tanto, la precision y la exactitud de la deteccion.

Un dispositivo proporcionado a modo de ejemplo con dos sensores de presion intraocular 101 incluye un sensor 101 con un diametro similar a 300 pm y un espesor de membrana flexible similar a 1,5 pm, y otro sensor 101 con un diametro de membrana flexible 202 similar a 600 |jm y un espesor de membrana flexible 202 similar a 200 nm. La sensibilidad de los dos sensores 101 a los cambios de presion es 0,020 radianes / mm Hg y 0,074 radianes / mm Hg, respectivamente, de 730 mm Hg a 780 mm Hg. Para un intervalo dinamico deseado de entre 610 mm Hg y 820 mm Hg, el primer sensor experimenta un cambio de fase total similar a 4,8 radianes, y el segundo sensor experimenta un cambio de fase total similar a 16 radianes. En este caso proporcionado a modo de ejemplo, el primer sensor 101 proporciona una medicion grosera de la presion, sin ambiguedades en todo el intervalo de presiones, y el segundo sensor 101 proporciona una medicion mas sensible de la presion, con ambiguedad entre las diversas presiones dentro del intervalo. Sin embargo, el primer sensor 101 elimina esta ambiguedad. El uso de dos sensores 101 permite medir la presion intraocular con una mayor sensibilidad sin sacrificar el intervalo dinamico. Es posible contemplar otros disenos de sensores que expandan el intervalo dinamico sin sacrificar la sensibilidad.

El miembro de anclaje 500 se ha hecho de materiales que son biocompatibles cuando se implantan en el ojo. Posibles materiales incluyen el polimetilmetacrilato, otros plasticos acrllicos, y silicona. Estos materiales se utilizan comunmente para lentes intraoculares. Ademas de ello, metales y aleaciones metalicas biocompatibles que contienen elementos tales como el oro o el titanio son posibles materiales para el miembro de anclaje.

Como se ha expuesto anteriormente, la Figura 2A muestra un sensor de presion intraocular 101 que comprende un miembro de sustrato 200, un miembro separador 201, una membrana flexible 202, que definen una cavidad hermeticamente cerrada 203. La membrana flexible 202 se desvla en respuesta a los cambios de presion intraocular, y la desviacion de la membrana flexible 202 puede ser medida opticamente. El miembro de sustrato 200 consiste en al menos un metal, semiconductor o material aislante biocompatible. El miembro separador 201 consiste en al menos un metal, semiconductor o material aislante biocompatible. El miembro separador 201 evita que penetre fluido dentro de la cavidad hermeticamente cerrada 203. En una realizacion, el material 200 del miembro separador es al menos uno de entre silicio, nitruro de silicio y dioxido de silicio. El miembro separador 201 puede haberse formado por uno de diversos procedimientos familiares para los expertos de la tecnica de la microfabricacion, incluyendo al menos uno de entre el ataque qulmico superficial y la deposicion.

En una realizacion preferida, la cavidad hermeticamente cerrada 203 tiene una presion por debajo de una atmosfera. La presion reducida de la cavidad reduce la sensibilidad a la temperatura del dispositivo, debido a que la dilatacion o la contraccion del gas del interior de la cavidad no producira grandes cambios en la separacion de la membrana flexible 202 con respecto al miembro de sustrato 200. Puede formarse una cavidad hermeticamente cerrada 203 con una presion reducida por medio de uno de diversos procedimientos familiares para los expertos de la tecnica de la microfabricacion, incluyendo al menos uno de entre union por contacto en vaclo, union anodica en vaclo, union adhesiva en vaclo, revenido termico, ataque qulmico superficial mediante orificios de liberacion y una deposicion de vapor qulmico a baja presion que cierra hermeticamente estos orificios, y la provision de gas residual dentro de la cavidad.

La membrana flexible 202 es sustancialmente impermeable al gas o al llquido con el fin de mantener la integridad de la cavidad hermeticamente cerrada 203 a lo largo de toda la vida del sensor de presion intraocular 101. En una realizacion preferida, la membrana flexible 202 esta hecha de nitruro de silicio. El nitruro de silicio es una de las mejores barreras a la humedad y al gas que se conocen, sin permeacion medible, incluso a 1.100°C.

En una realizacion, una luz incidente 103 (Figura 1) incide en el sensor de presion intraocular 101 y es parcialmente reflejada y parcialmente transmitida por la membrana flexible 202. La luz transmitida es parcialmente reflejada por el miembro de sustrato 200. La luz reflejada desde la membrana flexible 202 y el miembro de sustrato 200 se combina para formar una luz resultante 113. La luz reflejada por el miembro de sustrato 200 interfiere bien de forma constructiva o bien de forma destructiva con la luz reflejada en la membrana flexible 202 para crear un patron de interferencia 300 (Figura 3). El patron de interferencia resultante 300 se corresponde con la presion intraocular, como se describe con mayor detalle mas adelante.

El miembro de sustrato 200 esta hecho de un material con las propiedades opticas y el acabado superficial correctos para el fin de reflejar, al menos parcialmente, luz a la longitud de onda de iluminacion. El material del miembro de sustrato 200 se escoge de entre un grupo que incluye al menos uno de entre metales, semiconductores o aislantes biocompatibles. En una realizacion, el miembro de sustrato 200 esta hecho de silicio pulido, que es parcialmente reflectante en toda la region espectral visible y del infrarrojo cercano. En otra realizacion, el miembro de sustrato 200 esta hecho de un vidrio, plastico, semiconductor o un material oxido. En otra realizacion, el material del miembro de sustrato 200 es opticamente transparente para longitudes de onda visibles, pero es reflectante a las longitudes de onda infrarrojas. En otra realizacion, el miembro de sustrato 200 esta revestido con otra capa de material o con multiples capas de material para hacerlo reflectante al infrarrojo. De esta manera, el sensor es transparente en la region visible del espectro pero reflectante en la region infrarroja, a fin de mejorar la estetica del sensor.

La membrana flexible 202 consiste en un material con las propiedades opticas correctas y el espesor correcto para reflejar parcial, pero no completamente, una luz incidente 103. De esta manera, se forma una cavidad optica y se genera un patron de interferencia optico 300. En una realizacion, una membrana flexible 202 consiste en al menos uno de entre silicio, nitruro de silicio y dioxido de silicio. Puede hacerse una membrana flexible 202 por uno de entre diversos procedimientos familiares para los expertos en la tecnica de la microfabricacion, incluyendo al menos uno de entre implantacion, oxidacion, deposicion de vapor fisica, deposicion de vapor quimica, y ataque quimico superficial.

El patron de interferencia 200 consiste en regiones claras y oscuras a las que se hace referencia, a menudo, como franjas de interferencia. Estas franjas de interferencia cambian de posicion cuando la membrana flexible 202 se desvia con respecto al miembro de sustrato. La separacion de estos anillos depende de la curvatura de la superficie de la membrana flexible 202. Si la separacion de la membrana flexible 202 y del miembro de sustrato 200 cambia, entones los anillos se desplazan de posicion radial. Si la curvatura de la superficie de la membrana flexible 202 cambia, entonces la separacion de los anillos cambia. La visibilidad, la diferencia en intensidad entre los puntos mas claros y mas oscuros, dividida por la suma de las intensidades entre los puntos mas claros y mas oscuros, de los anillos existentes en el detector 106, viene determinada por la separacion entre el miembro de sustrato 200 y la membrana flexible 202, y la longitud de coherencia de la luz resultante 113.

Los materiales y dimensiones de la membrana flexible permiten un cierto numero de periodos en el patron de interferencia 300 y la suficiente desviacion como para detectar cambios clinicamente importantes en la presion intraocular. Se conoce que cambios en la presion intraocular de 1 mm Hg tienen signification clinica a la hora de tratar el glaucoma. En un sensor proporcionado a modo de ejemplo, la membrana flexible 202 es circular, con un diametro de 300 pm y un espesor de 1,5 pm. La cavidad hermeticamente cerrada 203 contiene un vacio. El miembro separador tiene un espesor mayor que 5 pm pero menor que dos veces la longitud de coherencia de la luz de onda incidente 103. A 820 mm Hg de presion absoluta (60 mm Hg por encima de la presion atmosferica al nivel del mar), la membrana flexible 202 se desvia en una magnitud similar a 3,6 pm en su punto central. Esto da lugar a 9 periodos en el patron de interferencia 300 cuando se ilumina con una luz incidente 103 de una longitud de onda de 800 nm. A fin de medir la presion intraocular desde 10 mm Hg hasta 60 mm Hg con respecto a la presion atmosferica en elevaciones sobre el nivel del mar de hasta 2.000 m, el sensor 101 mide presiones absolutas desde 610 mm Hg hasta 820 mm Hg. Para una fuente de luz 102 que emite en una unica longitud de onda, el patron de interferencia 300 esta limitado a un cambio de fase maximo de 2n en este intervalo de presiones. De esta forma, el sistema de medicion de presion intraocular 100 ha de medir la fase hasta ±0,03 radianes para mantener una precision de 1 mm Hg. Con una relation entre serial y ruido tan baja como 1, la desviacion tipica de la estimation de fase es similar a 0,01 radianes cuando la serial es captada utilizando unicamente un sensor de imagen electronico de 200 x 200 pixeles. Se define la relacion entre serial y ruido como el cuadrado de la amplitud de la modulation del patron de interferencia 300, dividido por la varianza de un ruido gaussiano aditivo. Este grado de ruido es mucho mayor, y la resolution de la imagen mucho menor, que lo que se encontraria, por lo comun, en la practica, por lo que la precision de la medicion de fase es suficiente para detectar cambios clinicamente relevantes en la presion intraocular.

El material y las dimensiones de la membrana flexible 202, asi como las dimensiones de la capa separadora 201, impiden que la membrana 202 entre en contacto con el fondo de la cavidad hermeticamente cerrada 203 bajo las presiones que se encuentran en el entorno intraocular. En un sensor 101 proporcionado a modo de ejemplo, la membrana flexible 202 consiste en un nitruro de silicio de bajas tensiones, no estequiometrico, con un modulo elastico de un valor similar a 200 GPa y una relacion de Poisson similar a 0,27. El diametro de la membrana flexible 202 es 300 pm, y el espesor de la membrana flexible 202 es 1,5 pm. La cavidad hermeticamente cerrada 203 contiene un vacio. A 820 mm Hg de presion absoluta (60 mm Hg por encima de la presion atmosferica al nivel del mar), la membrana flexible 202 se desvia en una magnitud similar a 3,6 pm en direction hacia el miembro de sustrato 200, en su centro. Si el miembro separador 201 es mayor de 3,6 pm en espesor, entonces la membrana flexible 202 no contactara con el miembro de sustrato 200. Pueden contemplarse otras dimensiones y materiales que tambien impiden el contacto entre la membrana flexible 202 y el miembro de sustrato 200.

En una realization preferida, un sensor de presion intraocular 101 limita los errores de medicion de la presion a 1 mm Hg en presencia de fluctuaciones de temperatura entre 32° y 36°. Este intervalo representa el intervalo aproximado de variation de temperatura de la cornea para temperaturas ambientales que oscilan entre 18°C y 27°C. Se conoce que las variaciones en la temperatura de la cornea representan un limite superior para las variaciones en la camara anterior. En un sensor 101 proporcionado a modo de ejemplo, la membrana flexible 202 consiste en nitruro de silicio de bajas tensiones, no estequiometrico, con un modulo elastico similar a 200 GPa, una relacion de Poisson similar a 0,27 y un coeficiente de dilatation termica similar a 2,3 x 10-6/°C. Un experto de la tecnica de la microfabricacion comprendera que las propiedades mecanicas de las peliculas delgadas de nitruro de silicio pueden variar dependiendo de las condiciones y estequiometria de la deposicion, y que pueden contemplarse otras propiedades mecanicas que ofrezcan un comportamiento similar. El diametro de la membrana flexible 202 es 500 pm, y el espesor de la membrana flexible 202 es 0,5 pm. La cavidad hermeticamente cerrada 203 contiene un vacio. El miembro de sustrato 200 y el miembro separador 201 estan hechos de silicio con un coeficiente de dilatacion termica de 2,6 x 10-6/°C. El miembro separador tiene un espesor mayor que 11 pm. La longitud de onda de iluminacion es 800 nm. A una presion intraocular normal de 15 mm Hg (735 mm Hg de presion absoluta al nivel del mar), el error de medicion de la presion con el cambio de temperatura es similar a 0,12 mm Hg/°C. Esto restringe el error de medicion a menos de ±0,25 mm Hg bajo las fluctuaciones de temperatura de la camara anterior antes descritas. En una realizacion, el sistema de medicion de presion intraocular 100 indica que la medicion de la presion es potencialmente erronea si se detectan temperaturas ambientales extremas. En una realizacion, el sensor de presion 101 es calibrado para temperaturas ambientales extremas. Pueden contemplarse tambien otras dimensiones y materiales que tambien reducen la dependencia con la temperatura a niveles aceptables.

En una realizacion preferida, un sensor de presion intraocular 101 tiene un miembro separador 201 con un espesor que proporciona un patron de interferencia 300 sin tener que utilizar una fuente de luz que se basa en la accion de laser. La longitud de coherencia de la luz incidente 103 ha de ser mas grande que el doble del espesor de la cavidad hermeticamente cerrada 203. El miembro separador 201 tiene un espesor que garantiza que la separacion de la membrana flexible 202 y el miembro de sustrato 200 es menor que la mitad de la longitud de coherencia de la luz incidente 103. Las fuentes de luz de laser tienen, por lo comun, longitudes de coherencia de mas de 1 mm. Sin embargo, las reservas en cuanto a la seguridad ocular a la hora de utilizar laser indican que es preferible una fuente de luz de diodo electroluminiscente. Los diodos electroluminiscentes tienen longitudes de coherencia que oscilan entre aproximadamente 1 pm y 1.000 pm. En una realizacion, se utiliza un filtro optico 105 para aumentar adicionalmente la longitud de coherencia de al menos una de entre la luz incidente 103 y la luz resultante 113. En un sensor proporcionado a modo de ejemplo, el miembro separador tiene un espesor de menos de 50 pm, de tal manera que la separacion entre la membrana flexible 202 y el miembro de sustrato no supera 50 pm y, por tanto, puede utilizarse una luz incidente 103 con una longitud de coherencia de menos de 25 pm, a fin de formar el patron de interferencia 300. Para una fuente de luz infrarroja 102 con una longitud de onda central de 800 nm, esto se corresponde con una anchura de banda espectral de aproximadamente 25 nm. Pueden contemplarse otras dimensiones que tambien permitan fuentes de luz 102 que no emplean accion de laser. Un experto en la tecnica de la interferometrla comprendera que existen diferencias sutiles en la definicion de longitud de coherencia y de anchura de banda espectral, dependiendo del perfil espectral de la luz, del criterio de anchura de banda y del criterio de coherencia. Asl, pues, un experto de la tecnica comprendera que los numeros que se proporcionan son representativos y que pueden concebirse otros criterios para la longitud de coherencia.

En una realizacion, mostrada en la Figura 2B, el sensor de presion intraocular 101 comprende, de manera adicional, una o mas capas 204 de material adicional, dispuesto como revestimiento sobre el lado externo de la membrana flexible 202. Este material adicional tiene un Indice de refraccion y un espesor tales, que la reflexion en la membrana 202 es sustancialmente igual a la reflexion en el miembro de sustrato 200. La igualacion de la reflexion en la membrana 202 y en el miembro de sustrato 200 proporciona la mayor visibilidad del patron de interferencia 300, habiendose definido la visibilidad como la relacion entre la diferencia de las intensidades maxima y minima del patron de interferencia 300, y la suma de las intensidades maxima y minima. Como resultado de ello, la relacion entre serial y ruido del patron de inferencia 300 captado se vera maximizada a igualdad de todas las demas condiciones. Es importante apreciar que, para ciertas combinaciones de espesor e Indice de refraccion de la membrana flexible 202, la capa adicional 204 es innecesaria debido a que la reflexion es intrlnsecamente equilibrada. Sin embargo, el espesor de la membrana flexible 202 a menudo viene determinado por el intervalo de presiones y la sensibilidad requeridos, y no puede ser libremente ajustado basandose en consideraciones opticas. En un sensor de presion intraocular 101 proporcionado a modo de ejemplo, el miembro de sustrato 200 es silicio con un Indice de refraccion similar a 3,7, la membrana de flexible 202 es nitruro de silicio de bajas tensiones, con un Indice de refraccion similar a 2,2 y un espesor similar a 350 nm, la capa adicional 204 es uno de entre diversos pollmeros de poli(p-xilileno), con un Indice de refraccion similar a 1,6 y un espesor similar a 150 nm, y la longitud de onda de iluminacion es similar a 800 nm. En este ejemplo, el patron de interferencia 300 mejora visiblemente de 0,48 sin la capa adicional 204 a 0,75 con la capa adicional 204 dispuesta en su lugar. Pueden concebirse otros materiales con diferentes Indices de refraccion y espesores para conseguir una mejora similar.

En el caso de un unico sensor de presion intraocular 101 iluminado por una unica longitud de onda de luz, el cambio de fase del patron de interferencia 300 se ve restringido a menos de 2n a lo largo del intervalo de presiones que se ha de medir. En un sensor proporcionado a modo de ejemplo, el diametro de la membrana flexible es 300 pm y el espesor de la membrana flexible es 1,5 pm. La longitud de onda de iluminacion es 800 nm. A lo largo de un intervalo de presiones absolutas de 610 mm Hg a 820 mm Hg, la sensibilidad del sensor 101 es similar a 0,02 radianes / mm Hg, y el patron de interferencia 300 experimenta un cambio de fase de menos de 2n. Como resultado de ello, no hay ambiguedad en las mediciones de presion entre 610 mm Hg y 820 mm Hg. Pueden contemplarse otras dimensiones y materiales para la membrana flexible 202 que tambien restringen el cambio de fase a 2n en un intervalo de presiones deseado.

En la realizacion mostrada en la Figura 7A, el sensor de presion intraocular 101 comprende, de manera adicional, un revestimiento 700 que contiene un material fluorescente sobre el miembro de sustrato 200. Una fuente de luz 102 excita el material fluorescente del revestimiento 700, y el material fluorescente del revestimiento emite una luz de una segunda longitud de onda, diferente. La proximidad de la membrana flexible 202 al miembro de sustrato 206 modula la intensidad de la luz emitida de una segunda longitud de onda, diferente, y la intensidad detectada de la luz emitida de la segunda longitud de onda, diferente, es utilizada para determinar la presion. El revestimiento 700 puede ser cualquier material que sea intrlnsecamente fluorescente o que haya sido pigmentado con un componente fluorescente. Un ejemplo de revestimiento podrla ser un pollmero, tal como el polimetilmetacrilato (PMMA), pigmentado con moleculas fluorescentes, tales como los pigmentos de polimetina del infrarrojo cercano. En una realizacion, tanto el pollmero como el pigmento han de ser transparentes en la parte visible del espectro por razones de estetica. En una realizacion, tanto la longitud de onda de excitacion como la de emision se encuentran en el infrarrojo cercano para evitar que el paciente vea la luz incidente 103 o la luz resultante 113 mientras se esta midiendo la presion. En otra realizacion mostrada en la Figura 7B, el sensor de presion intraocular 101 comprende, de manera adicional, un revestimiento 700 que contiene un material fluorescente sobre la membrana flexible 202.

La intensidad de la luz resultante 113 procedente del sensor de presion 101 es modulada basandose en diversos fenomenos. En primer lugar, se modula la intensidad de la luz incidente 103 que llega al revestimiento fluorescente 700. Esto se produce debido a los efectos opticos de onda que se describen, por lo comun, en terminos de (1) interferencia de reflexiones opticas en las superficies de membrana, las superficies de material fluorescente y el sustrato, y (2) acoplamiento optico de campo cercano y evanescente a traves de la cavidad hermeticamente cerrada, cuando la distancia de separacion entre la membrana y el sustrato es del orden de la longitud de onda de la luz. Cuando la luz es trasmitida a traves de dos o mas superficies parcialmente reflectantes, puede interferir constructiva y destructivamente dependiendo de la distancia de separacion entre las superficies. Como resultado de ello, la potencia transmitida en la luz resultante 103 depende de la distancia de separacion de las superficies. En el sensor de presion 101 existen al menos cuatro superficies parcialmente reflectantes: las dos superficies de la membrana flexible 202; la interfaz del revestimiento fluorescente 700 con la cavidad hermeticamente cerrada 203; y la interfaz del miembro de sustrato 200 con el revestimiento fluorescente 700. En primer lugar, la transmision de luz incidente 103 al revestimiento fluorescente 700 se modula por la separacion entre la membrana flexible 203, que es parcialmente reflectante, y el revestimiento fluorescente 700, dispuesto sobre el miembro de sustrato 200. Conforme la potencia transmitida a la longitud de onda de excitacion cambia, la emision de luz desde el revestimiento fluorescente 700 se modula tambien.

Los mismos efectos que modulan la intensidad de luz incidente 103 que llega al revestimiento fluorescente 700, tambien modulan la luz resultante 113. Ademas de ello, una fraccion significativa de la luz emitida por el revestimiento fluorescente 700 es reflejada de vuelta al material por reflexion total interna. Si el Indice de refraccion del revestimiento fluorescente 700 es mayor que el del miembro de sustrato subyacente 200, entonces esta luz queda completamente atrapada dentro de la capa fluorescente. En cualquier caso, el campo electrico evanescente procedente de la luz internamente reflejada se extiende en una corta distancia mas alla de la interfaz entre el revestimiento fluorescente 700 y la cavidad hermeticamente cerrada 203. Si la membrana flexible 203 esta suficientemente cerca del revestimiento fluorescente 700 (con una distancia de separacion similar a la longitud de onda), entonces la luz que, de otro modo, serla totalmente reflejada internamente en el revestimiento fluorescente 700, se acoplara en el seno de la membrana flexible 202. La fortaleza de este acoplamiento depende fuertemente de la distancia de separacion entre las dos capas; asl, pues, un cambio en la presion que hace desviarse la membrana flexible 202 altera la separacion entre la membrana fluorescente 202 y el revestimiento fluorescente 700, y la emision de luz. Es mas, la luz quedara atrapada en la membrana flexible 202 por reflexion total interna.

En un sensor de presion 101 proporcionado a modo de ejemplo, un miembro de sustrato 200 es revestido con un revestimiento fluorescente 700 con un Indice de refraccion real de 1,7 y que es lo suficientemente grueso y absorbente para absorber la totalidad de la luz de excitacion. Una membrana flexible 202 esta separada del revestimiento fluorescente 202 por una cavidad hermeticamente cerrada 203 que contiene un vaclo. El sensor de presion 101 es excitado con la luz incidente 113 de una longitud de onda de 770 nm, en el infrarrojo cercano, y el revestimiento fluorescente 700 emite a 800 nm. Para propositos explicativos, la luz incidente 103 es incidente en orientacion normal, no polarizada, y colimada, y el rendimiento de la fluorescencia (o eficiencia cuantica) es 1. La luz resultante 113 emitida desde el revestimiento fluorescente 700 no esta polarizada y tiene una distribucion difusa (lambertiana).

La Figura 11A muestra una relacion calculada entre la potencia de la luz resultante 113 y la potencia de la luz incidente 103 en funcion de la distancia de separacion entre la membrana 202 y el revestimiento fluorescente 700. Esta relacion es una medida directa de la desviacion de la membrana 202 y, por tanto, una medida de la presion.

El sensor de presion 101 no necesita funcionar con luz incidente 103 colimada o con luz incidente 103 en orientacion normal. Sin embargo, la salida del sensor de presion 101 depende del angulo de iluminacion, f.

La Figura 11B muestra una relacion calculada entre la potencia de la luz resultante 113 y la potencia de la luz incidente 103 en funcion de la distancia de separacion entre la membrana 202 y el revestimiento fluorescente, con un angulo de iluminacion de 10 grados con respecto a la normal. La relacion es diferente y esta dependencia angular ha de ser, bien calibrada a partir de la lectura de presion, o bien suprimida por un diseno de sensor mas sofisticado que se describe con mayor detalle mas adelante.

En una realizacion que se muestra en la Figura 7C, la membrana flexible 203 es tambien revestida con un medio de dispersion 701 dispuesto en el lado de la membrana externo a la cavidad hermeticamente cerrada 203 con el fin de mejora la emision de luz desde el sensor 101 y minimizar la dependencia con el angulo de iluminacion, como se describira adicionalmente mas adelante. Un ejemplo de semejante medio de difusion es el politetrafluoroetileno. La modulacion de la luz incidente 103 que llega a la capa fluorescente, y la modulacion de la luz resultante 113 que sale del sensor son, ambas, gobernadas por el fenomeno anteriormente descrito. El medio de dispersion 701 sirve a dos propositos. En primer lugar, el medio de dispersion 701 aleatoriza el angulo de la luz incidente 103 para reducir la dependencia de la salida con respecto al angulo de iluminacion. En segundo lugar, el medio de dispersion 701 sirve para extraer luz de la membrana flexible 202 y del revestimiento flexible 700 que, de otro modo, quedarla atrapada por la reflexion total interna. Esto tanto aumenta la cantidad total de la luz emitida por el sensor, como altera la relacion existente entre la cantidad de luz resultante 113 y el espacio de separacion entre la membrana flexible 202 y el revestimiento fluorescente 700.

En una realizacion alternativa, mostrada en la Figura 7D, el medio de dispersion 701 se coloca sobre la superficie de la membrana flexible 202, dentro de la cavidad hermeticamente cerrada 203. Esta configuracion puede mejorar la extraccion de la luz del material fluorescente, debido a que el medio de dispersion 710 esta en una region de mayor intensidad de campo electrico evanescente.

En un sensor proporcionado a modo de ejemplo, un medio de dispersion 701 se ha dispuesto como revestimiento sobre la superficie de la membrana flexible 202 que es exterior con respecto a la cavidad hermeticamente cerrada 203. Tanto la luz incidente 103 como la luz emitida son dispersadas de forma difusa (lambertiana) en la superficie de la membrana. Como resultado de ello, la relacion entre la potencia de la luz incidente 103 y la potencia de la luz resultante 113 ya no depende del angulo de iluminacion. Sin embargo, el angulo de iluminacion afectara a la potencia de entrada total que se acopla al interior del sensor.

La Figura 11C representa graficamente la relacion calculada de la potencia de la luz resultante 113 con respecto a la potencia de la luz incidente 103, en funcion de la distancia de separacion entre la membrana flexible 202 y el revestimiento fluorescente 700, con el medio de dispersion 701 situado en el lado exterior de la membrana flexible 202. Esta relacion es independiente del angulo de iluminacion.

En una realizacion, el revestimiento fluorescente 700 se coloca en la membrana flexible 202, en lugar de en el miembro de sustrato 200, como se muestra en la Figura 7B. Esta realizacion esta gobernada por los mismos fenomenos; sin embargo, los efectos de interferencia, los efectos de campo cercano y el acoplamiento evanescente son, todos ellos, modificados por la posicion del revestimiento fluorescente 700 en relacion con los demas componentes del sensor. Especlficamente, la luz es atrapada dentro de la estructura combinada del revestimiento fluorescente 700 y la membrana flexible 202, y se acopla de forma evanescente al miembro de sustrato 200 dependiendo de la distancia de separacion entre el revestimiento fluorescente 700 y el miembro de sustrato 200. En otra realizacion del sensor de presion intraocular 101 proporcionado a modo de ejemplo, dos fluoroforos diferentes estan contenidos en el revestimiento fluorescente 700, y los dos fluoroforos emiten luz en dos longitudes de onda diferentes. El detector 106 mide la relacion de potencias opticas en las dos longitudes de onda diferentes. En una realizacion, el detector comprende un divisor de haz dicroico y dos sensores de luz. Cada sensor de luz detecta una unica longitud de onda. En otra realizacion, el detector comprende un divisor de haz, dos filtros opticos y dos sensores de luz. De nuevo, cada sensor de luz detecta tan solo una unica longitud de onda. Midiendo la diferencia en la potencia optica detectada entre los dos sensores, el sistema de medicion de la presion 101 puede compensar diferentes eficiencias de excitacion y de emision que se producen cuando el ojo se mueve con respecto a la fuente de luz 102 y al detector 106 durante las mediciones o entre estas.

En un sensor 101 proporcionado a modo de ejemplo, el revestimiento fluorescente 700 emite en dos longitudes de onda, 800 nm y 900 nm. Cuando se excitan ambos fluoroforos, la relacion de la intensidad detectada entre las dos longitudes de onda se corresponde con la presion intraocular. De esta manera, es necesario conocer la potencia de excitacion para cualesquiera mediciones dadas.

La Figura 11D es una representacion grafica de la luz detectada a 800 nm con respecto a la detectada a 900 nm, en funcion de la distancia de separacion entre la membrana flexible 202 y el revestimiento fluorescente 700.

Como se muestra en la Figura 12, un metodo proporcionado a modo de ejemplo 1200 para la determinacion de la presion intraocular incluye las etapas de: S1202 colocar un sensor de presion intraocular 101 (Figura 1) dentro de un ojo (por ejemplo, el ojo 505 de la Figura 5B), de tal manera que el sensor de presion intraocular 101 incluye un miembro de sustrato 200, un miembro separador 201 y una membrana flexible 202, de tal modo que el miembro de sustrato 200, el miembro separador 201 y la membrana flexible 202 definen una cavidad hermeticamente cerrada 203 en cuyo interior se mueve la membrana flexible 202 y/o se deforma en respuesta a los cambios de presion intraocular; S1204 iluminar, mediante una fuente de luz 102, el sensor de presion intraocular 101 con una o mas longitudes de onda de luz; y S1206 detectar, por medio de un detector, una luz resultante que contiene informacion acerca de la presion intraocular.

En una realizacion, la membrana flexible 202 (Figura 2) tanto transmite como refleja las una o mas longitudes de onda de luz, el miembro de sustrato 200 refleja las una o mas longitudes de onda de luz transmitidas por la membrana flexible 202, la luz reflejada por el miembro de sustrato 200 interfiere con la luz reflejada desde la membrana flexible 202 para crear un patron de interferencia 300, y el patron de interferencia 200 se corresponde con la presion intraocular.

En una realizacion, la etapa S1206 de detectar la luz resultante incluye captar, con un dispositivo de formacion de imagen electronico, una imagen del patron de interferencia 300, y el metodo comprende, de manera adicional, una etapa S1208 de llevar a cabo un calculo de fase sobre la imagen del patron de interferencia 300 para determinar los angulos de fase del patron de interferencia 300; y la etapa S1210 de establecer una correlacion de los angulos de fase con la presion intraocular.

En una realizacion, el metodo comprende, de manera adicional, una etapa S1212 de colocar un filtro optico 105 entre el sensor de presion intraocular 101 y al menos una de entre la fuente de luz 102 y el dispositivo de formacion de imagen electronico, de tal modo que el filtro optico 105 proporciona una longitud de coherencia optica que es mayor que dos veces la distancia desde la membrana flexible 202 hasta el miembro de sustrato 200.

En una realizacion, la etapa de S1204 iluminar el sensor de presion intraocular incluye modular la fuente de luz 102 a tiempo de permitir una detection en coincidencia del patron de interferencia 300 por parte del dispositivo de formacion de imagen.

En una realizacion, el metodo comprende, de manera adicional, una etapa S1214 de disponer un revestimiento 700 que contiene material fluorescente, revistiendo al menos uno de entre el miembro de sustrato 200 y la membrana flexible 202, de tal manera que la etapa S1204 de iluminar el sensor de presion intraocular incluye excitar el material fluorescente del revestimiento 700 con una fuente de luz 102 tal, que el material fluorescente del revestimiento 700 emite una luz de una segunda longitud de onda, diferente, siendo la emision de la luz de la segunda longitud de onda el resultado de la excitation del material fluorescente, de tal modo que la proximidad de la membrana flexible 202 al miembro de sustrato 200 modula la intensidad de la luz resultante 113 de una segunda longitud de onda, diferente, y de manera que la etapa S1206 de detectar la luz resultante incluye detectar una intensidad de la luz resultante 112 de la segunda longitud de onda, diferente, para determinar la presion.

En una realizacion, la etapa S1202 de colocar el sensor de presion intraocular dentro de un ojo incluye, de manera adicional, inmovilizar el sensor de presion intraocular 101 dentro del ojo 505 utilizando un miembro de anclaje 500 fijado al sensor de presion intraocular 101.

En una realizacion, el miembro de anclaje 500 comprende una placa 502 y un brazo 503, e inmovilizar el sensor de presion intraocular 101 incluye, de manera adicional, insertar la placa 502 dentro de la bolsa esclerotica del ojo 505; e insertar el brazo 503 dentro de la camara anterior 506 del ojo a traves del tunel esclerotico.

En una realizacion, inmovilizar el sensor de presion intraocular dentro del ojo incluye, de manera adicional, suturar la placa 502 al ojo utilizando unos orificios 504 existentes en la placa 502.

Como se muestra en la Figura 13, un metodo 1300 proporcionado a modo de ejemplo para la determination de la presion a partir del patron de interferencia 300 producido por un sensor de presion intraocular 101, comprende un miembro de sustrato 200; un miembro separador 201; y una membrana flexible 202; de tal manera que el miembro de sustrato 200, el miembro separador 201 y la membrana flexible 202 definen una cavidad hermeticamente cerrada 203; de tal manera que la membrana flexible 202 se mueve y/o deforma en respuesta a los cambios de presion intraocular, y el movimiento o deformation de la membrana flexible 202 es medido opticamente, de tal manera que la luz procedente de una fuente de luz 102, que emite en una o mas longitudes de onda de luz, ya sea simultanea, ya sea secuencialmente, es tanto transmitida como reflejada por la membrana flexible 202, y reflejada por el miembro de sustrato 200, y de modo que la luz reflejada por el miembro de sustrato 200 interfiere con la luz reflejada desde la membrana flexible 202 para crear un patron de interferencia 300, de tal manera que el metodo incluye las etapas de: S1302 llevar a cabo, por medio de un dispositivo de tratamiento 107, un calculo de fase en el patron de interferencia 300 para determinar los angulos de fase del patron de interferencia 300; y S1304 establecer una correlacion de los angulos de fase con la presion.

Un patron de interferencia 300 proporcionado a modo de ejemplo tiene una intensidad, I, que es periodica con el cuadrado de las variables espaciales. Una serial de este tipo proporcionada a modo de ejemplo es I(x, y) = A cos(k ^x x2 k ^y y2) B, donde A es la amplitud de la modulation de las franjas, k ^x y k ^y son las frecuencias espaciales de los anillos en las direcciones x e y, x e y son las coordenadas espaciales a lo largo y ancho de la superficie del sensor, y B es la constante de descentramiento con respecto al nivel cero. En la practica, esta serial puede ser muestreada discretamiente por un dispositivo de formacion de imagen electronico de manera tal, que el valor de pixel en la position _/®sima, kesima de la matriz de imagen viene dada por I ^jk = A cos(k ^x x / k ^y y ^k 2) B.

A fin de determinar la fase del patron de interferencia 300, la imagen bidimensional se multiplica por un Kernel de la forma K(kx,kv,x,y) = exp[-ikxx2 - ik^yy2]. Para cada valor de k ^x y de k ^y , el producto de la serial y el Kernel se integra en x y en y para obtener la transformada integral dada por F(k^x,k^y ) = ff(x,y)exp[-jkxx2 - jk^yy2]dxdy.. La Figura 3B muestra el valor absoluto de la transformada integral 302, |F(k ^x , k ^y ) |. Como puede observarse en la Figura 3B, existe un valor de pico 301 en |F(k ^x , k ^y ) | en un par particular no nulo de valores para k ^x y k ^y . En este valor de pico 301, el

<f>(kx , ky ) = arctan

_{angulo de fase de la transformada, estara relacionado con el modo} como los anillos estan situados espacialmente. Debido a que la posicion espacial de los anillos en el patron de interferencia 300 esta relacionada con la desviacion de la membrana flexible 202 con respecto al miembro de sustrato 200, es posible determinar la presion intraocular a partir de la fase de la transformada en las frecuencias espaciales correspondientes al pico 301. Un cambio en la fase de la transformada indica un desplazamiento de la posicion de los anillos y, por tanto, un cambio de presion. En una realizacion, la transformada se computa

discretamente y se convierte en j =o k=0 , donde N es el numero de plxeles en la direccion x y M es el numero de plxeles en la direccion y.

En una realizacion, las frecuencias espaciales son conocidas y unicamente es necesario computar la transformada para un unico valor de k ^x y un unico valor de k ^y . En una realizacion, las frecuencias espaciales no son conocidas, y la transformada integral se computa para un intervalo de frecuencias espaciales, de tal manera que se identifica el pico 301, en valor absoluto, de la transformada integral 302, y la fase se computa en las frecuencias espaciales correspondientes al pico 301.

La Figura 3C representa graficamente la fase en el pico 301 de | F(k ^x , k ^y ) |, en funcion de la presion, para datos obtenidos experimentalmente. El sensor se coloco dentro de una camara hermeticamente cerrada, con agua en torno a ella, y la presion se fue variando con una jeringuilla. Los valores de presion de las abscisas se midieron con un sensor de presion analogico comercial colocado dentro de la misma camara de ensayo que el sensor optico. Es evidente que la fase esta correlacionada con la presion, y que el sensor cubre el intervalo de presiones fisiologicamente relevantes que se encuentra en el ojo humano (de 5 mm Hg a 30 mm Hg). Ademas de ello, este diseno de sensor cubre este intervalo de presiones con respecto a la presion atmosferica sin exceder un cambio de fase de 2n, y no hay ambiguedad en la relacion entre fase y presion.

En una realizacion, no es necesario que el eje normal del sensor de presion intraocular 101 sea coincidente con el eje optico de al menos uno de entre la fuente de luz 102 y el detector 106. El patron de interferencia 300 es comprimido espacialmente a lo largo de la direccion asociada con el angulo de inclinacion del sensor 101. Por ejemplo, si el paciente mira hacia un lado durante una medicion de la presion, el sensor 101 rotara alrededor del eje y, y el patron de interferencia 300 parecera comprimirse en la direccion x. La compresion del patron de interferencia 300 en el espacio desplaza el pico 301 en | F(k ^x , k ^y ) | hasta una frecuencia espacial mas elevada. De esta forma, es posible determinar el angulo del sensor 101 con respecto al eje optico del sistema de lectura a partir de los valores k ^x y k ^y . Esto permite corregir cualquier error que, de otro modo, serla introducido por el paciente que no esta mirando directamente a lo largo del eje optico de lectura. La Figura 4A muestra un patron de interferencia 300, con el sensor rotado 25 grados alrededor del eje y. Esta rotacion es extrema, pero se utiliza para propositos de ejemplificacion, a fin de hacer que la compresion de las franjas aparezca clara en inspeccion visual. La Figura 4B muestra el valor absoluto de la transformada integral 302, | F(k ^x , k ^y ) | . En este caso, el pico 301 se desplaza hasta valores mas elevados de k ^k , debido a la rotacion.

En una realizacion, se requiere al menos una posibilidad de entre medir un intervalo mas grande de presiones, o una mayor sensibilidad, esto es, el cambio de fase con el cambio de presion. Dos longitudes de onda de luz iluminan el sensor 101. En una realizacion, las longitudes de onda iluminan el sensor de forma secuencial, de tal manera que el patron de interferencia 300 procedente de cada longitud de onda se mide por separado. La Figura 9A y la Figura 9B muestran dos patrones de interferencia 300 para la medicion secuencial de un sensor con longitudes de onda de 700 nm y 900 nm, respectivamente. La Figura 9C y la Figura 9D muestran el valor absoluto de las transformadas integrales 302 para longitudes de onda de 700 nm y 900 nm, respectivamente. Los valores de pico 301 se producen a frecuencias espaciales diferentes para las dos longitudes de onda diferentes. El calculo de la fase a las frecuencias espaciales correspondientes a cada pico 301 de cada transformada permiten una determinacion sin ambiguedades de la presion, incluso si el cambio de fase de uno o ambos patrones de interferencia 300 supera 2n.

En una realizacion, las dos longitudes de onda iluminan el sensor simultaneamente, y se capta por el sensor 106 un unico patron de interferencia 300. La Figura 10A muestra el patron de interferencia 300, y la Figura 10B muestra el valor absoluto de su transformada integral 302 cuando el sensor es simultaneamente iluminado con longitudes de onda de 700 nm y 900 nm. En este caso, las dos longitudes de onda dan lugar a un pico 1000 para 900 nm, y a un pico 1001 para 700 nm, en una unica transformada integral. La longitud de onda mas corta da como resultado una frecuencia espacial mas alta. Las dos fases asociadas con las dos longitudes de onda pueden ser utilizadas para efectuar un seguimiento de los cambios de fase mayores que 2n sin ninguna ambiguedad en la relacion entre la fase y la presion. Este metodo puede incrementar el intervalo dinamico de un sensor o permitir que se mantenga un cierto intervalo dinamico mientras se redisena el sensor para una mayor sensibilidad.

De esta forma, la invencion proporciona sistemas, dispositivos y metodos para medir la presion intraocular basandose en un sensor de presion intraocular. Esta descripcion detallada, y particularmente los detalles especlficos de la realizacion divulgada a modo de ejemplo, se proporcionan principalmente para la claridad de la comprension, y no deben entenderse limitaciones innecesarias de los mismos.

En una realizacion, las longitudes de onda iluminan el sensor secuencialmente, de manera que el patron de interferencia 300 procedente de cada longitud de onda se mide por separado. La Figura 9A y la Figura 9B muestran dos patrones de interferencia 300 para la medicion secuencial de un sensor con longitudes de onda de 700 nm y 900 nm, respectivamente. La Figura 9C y la Figura 9D muestran el valor absoluto de las transformadas de integral 302 para longitudes de onda de 700 nm y 900 nm, respectivamente. Los valores de pico 301 se producen a diferentes frecuencias espaciales para las dos longitudes de onda diferentes. El calculo de la fase a las frecuencias espaciales correspondientes a cada pico 301 en cada transformada permite una determinacion sin ambiguedad de la presion, incluso si el cambio de fase de uno o ambos patrones de interferencia 300 excede de 2n.

En una realizacion, las dos longitudes de onda iluminan el sensor simultaneamente, y se capta por el sensor 106 un unico patron de interferencia 300. La Figura 10A muestra el patron de interferencia 300, y la Figura 10B muestra el valor absoluto de su transformada integral 302 cuando el sensor es simultaneamente iluminado con longitudes de onda de 700 nm y 900 nm. En este caso, las dos longitudes de onda dan lugar a un pico 1000 para 900 nm, y a un pico 1001 para 700 nm, en una unica transformada integral. La longitud de onda mas corta da como resultado una frecuencia espacial mas alta. Las dos fases asociadas con las dos longitudes de onda pueden ser utilizadas para efectuar un seguimiento de los cambios de fase mayores que 2n sin ninguna ambiguedad en la relacion entre la fase y la presion. Este metodo puede incrementar el intervalo dinamico de un sensor o permitir que se mantenga un cierto intervalo dinamico mientras se redisena el sensor para una mayor sensibilidad.

De esta forma, la invencion proporciona sistemas, dispositivos y metodos para medir la presion intraocular. Una persona con conocimientos ordinarios de la tecnica constatara que son posibles etapas y configuraciones adicionales sin apartarse de las ensenanzas de la invencion. Esta descripcion detallada, y particularmente los detalles especlficos de la realizacion divulgada a modo de ejemplo, se han proporcionado fundamentalmente para la claridad de comprension y no deben entenderse limitaciones innecesarias de los mismos, ya que resultaran evidentes modificaciones para los expertos de la tecnica a partir de la lectura de esta divulgacion, y estas pueden realizarse sin apartarse del esplritu o alcance de la invencion reivindicada.

Claims (15)

REIVINDICACIONES

1. Un sensor de presion intraocular (101) que comprende:

un miembro de sustrato de silicio (200);

un miembro separador (201); y

una membrana flexible de nitruro de silicio (202);

de tal manera que el miembro de sustrato de silicio (200), el miembro separador (201) y la membrana flexible de nitruro de silicio (202) definen una cavidad hermeticamente cerrada (203);

estando la membrana flexible de nitruro de silicio (202) configurada para moverse o deformarse en respuesta a los cambios de presion intraocular, de tal modo que el movimiento de la membrana flexible de nitruro de silicio (202) puede ser medido opticamente,

estando la membrana flexible de nitruro de silicio (202) configurada tanto para transmitir como para reflejar luz, y estando el miembro de sustrato de silicio (200) configurado para reflejar luz,

de tal manera que la luz reflejada por el miembro de sustrato de silicio (200) interfiere, ya sea constructiva, ya sea destructivamente, con la luz reflejada desde la membrana flexible de nitruro de silicio (202) con el fin de crear un patron de interferencia (300), y

de tal modo que el patron de interferencia resultante (300) se corresponde con presion intraocular.

2. El sensor de presion intraocular (101) de acuerdo con la reivindicacion 1, que comprende adicionalmente una capa (204) de material adicional dispuesto como revestimiento sobre el lado externo de la membrana flexible de nitruro de silicio (202), de tal manera que el espesor y el Indice de refraccion del material adicional iguala la reflexion desde la membrana flexible de nitruro de silicio (202) y desde el miembro de sustrato de silicio (200).

3. El sensor de presion intraocular (101) de acuerdo con la reivindicacion 1, que comprende adicionalmente un revestimiento (700) que contiene un material fluorescente, de tal manera que el revestimiento (700) se dispone revistiendo al menos uno de entre el miembro de sustrato de silicio (200) y la membrana flexible de nitruro de silicio (202), de tal modo que una fuente de luz externa (102) excita el material fluorescente del revestimiento (700), y el material fluorescente del revestimiento (700) emite una luz de una segunda longitud de onda, diferente, de manera que la emision de la luz de la segunda longitud de onda es el resultado de la excitacion del material fluorescente, de tal modo que la proximidad de la membrana flexible de nitruro de silicio (202) al miembro de sustrato de silicio (200) modula la intensidad de la luz emitida de una segunda longitud de onda, diferente, y la intensidad detectada de la luz emitida de la segunda longitud de onda, diferente, se utiliza para determinar la presion.

4. El sensor de presion intraocular (101) de acuerdo con la reivindicacion 3, que comprende adicionalmente un medio de dispersion (701) dispuesto como revestimiento sobre al menos uno de entre la membrana flexible de nitruro de silicio (202) y el miembro de sustrato de silicio (200).

5. El sensor de presion intraocular (101) de acuerdo con la reivindicacion 3, en el cual el revestimiento (700) comprende, de manera adicional, un segundo material fluorescente, de tal manera que la fuente de luz externa (102) excita adicionalmente el segundo material fluorescente del revestimiento (700) para que emita una luz de una tercera longitud de onda, diferente, de tal modo que la diferencia en intensidad detectada entre la luz emitida a las segunda y tercera longitudes de onda se utiliza para determinar la presion.

6. Un dispositivo para medir la presion intraocular que comprende:

un sensor de presion intraocular (101) segun se define en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5; un miembro de anclaje (500), fijado al sensor de presion intraocular (101) para inmovilizar el sensor de presion intraocular (101) dentro de un ojo (505);

un miembro protector (501), fijado al miembro de anclaje (500) y que cubre el sensor de presion intraocular (101) para evitar el contacto entre la membrana flexible de nitruro de silicio (202) y partes del ojo (505); y un segundo sensor de presion intraocular (101), que tiene al menos uno de entre un diametro, forma, espesor de membrana, material de membrana y material de sustrato diferente, de tal manera que el sensor de presion intraocular (101) y el segundo sensor de presion intraocular (101) proporcionan al menos uno de entre una medicion de presion redundante, deteccion de fallo, compensacion de las fluctuaciones de temperatura dentro del ojo (505), sensibilidad de medicion de la presion incrementada, e intervalo dinamico de medicion de la presion incrementado.

7. Un sistema (100) para la determinacion de la presion intraocular, de tal manera que el sistema (100) comprende:

un sensor de presion intraocular (101) segun se define en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5; y una fuente de luz (102), que ilumina el sensor de presion intraocular (101) con una o mas longitudes de onda de luz; y

un detector (106), que mide la luz reflejada y/o emitida desde el sensor (101).

8. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 7, que comprende adicionalmente un dispositivo de tratamiento (107), en comunicacion con el detector (106),

en el cual la membrana flexible de nitruro de silicio (202) tanto transmite como refleja las una o mas longitudes de onda de la luz,

en el cual el miembro de sustrato de silicio (200) refleja las una o mas longitudes de onda de la luz transmitida por la membrana flexible de nitruro de silicio (202),

en el que la luz reflejada por el miembro de sustrato de silicio (200) interfiere con la luz reflejada desde la membrana flexible de nitruro de silicio (202) para crear un patron de interferencia (300),

de tal manera que el patron de interferencia (300) se corresponde con la presion intraocular,

en el cual el detector (106) es un dispositivo de formacion de imagen electronico que capta una imagen del patron de interferencia (300), y

en el que el dispositivo de tratamiento (107) lleva a cabo un calculo de fase sobre la imagen del patron de interferencia (300) para determinar los angulos de fase del patron de interferencia (300), y establece una correlacion entre los angulos de fase y la presion intraocular.

9. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 8, en el cual el dispositivo de tratamiento (107) lleva a cabo, de manera adicional, el calculo de fase utilizando una transformada integral (302) y calcula las fases a una o mas frecuencias espaciales correspondientes a picos (301) del valor absoluto de la transformada integral (302).

10. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 8, en el cual el dispositivo de tratamiento (107) utiliza los valores de las frecuencias espaciales correspondientes a picos (301) del valor absoluto de la transformada integral (302) para corregir errores que surgen de la desviacion angular de un sensor dispuesto en orientacion normal con respecto a un eje optico de un sistema de lectura.

11. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 8, en el cual cada longitud de onda emitida por la fuente de luz (102) tiene una longitud de coherencia mas grande que el doble de la distancia de separacion entre la membrana flexible de nitruro de silicio (202) y el miembro de sustrato de silicio (200).

12. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 8, que comprende adicionalmente un filtro optico (105) colocado entre el sensor de presion intraocular (101) y al menos uno de entre la fuente de luz (102) y el dispositivo de formacion de imagen electronico, y que proporciona una longitud de coherencia optica mas grande que el doble de la distancia de la membrana flexible de nitruro de silicio (202) al miembro de sustrato de silicio (200).

13. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 8, en el cual la fuente de luz (102) se modula en el tiempo para permitir una deteccion en coincidencia del patron de interferencia (300).

14. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 8, en el que la fuente de luz (102) emite multiples longitudes de onda de luz, ya sea simultanea, ya sea secuencialmente, y en el cual las dimensiones de la membrana flexible de nitruro de silicio (202) permiten un cambio de fase en el patron de interferencia (300) de mas de 2n para al menos una de las multiples longitudes de onda de luz.

15. El sistema (100) de acuerdo con la reivindicacion 7, que comprende adicionalmente un dispositivo de tratamiento (107) en comunicacion con el detector (106), un revestimiento (700) que contiene un material fluorescente, dispuesto revistiendo al menos uno de entre el miembro de sustrato de silicio (200) y la membrana flexible de nitruro de silicio (202), y un filtro (105), colocado entre el sensor de presion intraocular (101) y el detector (106),

en el cual una fuente de luz externa (102) excita el material fluorescente del revestimiento (700), de tal modo que el material fluorescente del revestimiento (700) emite una luz de una segunda longitud de onda, diferente, siendo la emision de la luz de la segunda longitud de onda el resultado de la excitacion del material fluorescente, y la proximidad de la membrana flexible de nitruro de silicio (202) al miembro de sustrato de silicio (200) modula la intensidad de la luz emitida de una segunda longitud de onda, diferente,

en el que el detector (106) es un sensor de intensidad luminosa,

en el cual el filtro (105) permite tan solo que llegue la segunda longitud de onda al detector (106), y

en el cual el dispositivo de tratamiento (107) establece una correlacion entre la intensidad detectada a la segunda longitud de onda y la presion intraocular.