MXPA01001167A

MXPA01001167A - Aparato y metodo para medir dfectos de division de un ojo humano.

Info

Publication number: MXPA01001167A
Application number: MXPA01001167A
Authority: MX
Inventors: Junzhong Liang
Original assignee: Autonomous Technologies Corp
Priority date: 1998-08-19
Filing date: 1999-04-20
Publication date: 2002-04-24
Also published as: JP3599276B2; BR9913130A; AU747840B2; DE69902549D1; JP2002523119A; DE69902549T2; US6270221B1; EP1105037A1; WO2000010448A1; CA2338060C; AU3657699A; EP1105037B1; PT1105037E; ES2184445T3; CA2338060A1; ATE222074T1

Abstract

Caracteristicas opticas y sistemas opticos tales como el ojo (1 4) , se miden incluyendo efectos de vision del ojo utilizando un haz colimado (12) desde un laser (66) de diodo enfocado sobre la superficie anterior de la cornea (24) del ojo para proporcionar una fuente finita (16) de radiacion secundaria en la retina (18) del ojo, la imagen de la cual se acerca a un punto limitado de difraccion deseado. La radiacion secundaria se refleja de nuevo desde la retina (18) como un frente de onda reflejado de radiacion que pasa a traves del ojo y se dirige sobre un analizador de frente de onda (42) donde se miden las distorsiones asociadas con el frente de onda reflejado. Al enfocar sobre la cornea (24) a traves de una lente (70) de longitud focal larga y de este modo convergir el haz a traves de un angulo (13) pequeno, como opuesto al enfoque tipicamente de una luz colimada sobre la retina (18), se elimina la necesidad de lentes o combinaciones de lente, y el tiempo requerido para ajustar tales, para acomodar la diferencia de vision de cada paciente.

Description

APARATO Y MÉTODO PARA MEDIR DEFECTOS DE VISION DE UN OJO HUMANO Solicitud Relacionada Esta Solicitud se relaciona a la Solicitud Provisional que tiene el Número de Serie 60/097,086, presentada el 19 de agosto de 1998 para "Apparatus and Method for Measuring Vision Defects of a Human Eye" normalmente poseída con la solicitud actual.

Antecedentes de la Invención Campo de la Invención La invención se refiere generalmente a las mediciones y corrección de aberración óptica, y en particular a técnicas de proyección en la medición y corrección objetiva del ojo humano utilizando un sensor de frente de onda.

Descripción de la Técnica Antecedente Ha habido y continua siendo una necesidad de proporcionar a una persona con agudeza visual mejorada. La remodelación de la córnea utilizando cirugía de láser refractiva o implantes intracorpéales, agregando lentes sintéticos que utilizan implantes de las lentes infraoculares o las lentes de contacto base de precisión o anteojos proporcionan soluciones conocidas. Además, se sabe que para corregir la visión astigmáticamente por modificación quirúrgica de astigmatismo y miópico o hiperópico a través queratoplastia por láser, queratomileusis o queratectomia fotorefractiva . Se utilizan las fuentes de láser para erosionar o separar las superficies del ojo, típicamente reconfigurando la cornea. Antes y durante la cirugía, deben hacerse mediciones precisas para determinar las correcciones quirúrgicas requeridas. La técnica de medición imprecisa de colocar las lentes de potencia refractiva conocida anterior a la cornea y preguntar a un paciente que lentes o que combinaciones de lente" proporciona la visión más clara que se ha mejorado con el uso de autorefractómetros, como se describe en la Patente Norteamericana No. 5,258,791 para Penny et al., o con el uso de sensores de frente de onda como se describe por Liang et al. en "Objective Measurement of Wave Aberrations of the Human Eye with the Use of a Hartmann-Shack Wave-Front Sensor", Journal of the Optical Society of America, Vol. 1, No. 7, July 1994, p.p 1949-1957, a manera de ejemplos. Penny '791 describe el uso de mediciones de autorefractó etro para determinar la reconfiguración de la superficie de la cornea apropiada para proporcionar emetropía, una condición de un ojo normal cuando rayos paralelos se enfocan exactamente sobre la retina y la visión es óptima. Los datos de refracción resueltos separadamente, en combinación con el contorno de la superficie existente medida de la superficie anterior del ojo, permite un cálculo de un nuevo contorno resuelto separadamente en detalle que proporciona la visión corregida. Seria una mejora en esta técnica si la corrección de visión pudiera hacerse sin estos datos de contorno, y además sin la necesidad de retroalimentar al paciente con respecto a una lente apropiada. Liang et al. describe el uso de un sensor de frente de onda Harmann-Shack para medir aberraciones oculares midiendo el frente de onda que emerge del ojo por la reflexión retinal de un punto de luz láser enfocada sobre la fóvea de la retina. Un haz paralelo de luz láser pasa a través de divisores de haz de luz y un par de lentes que llevan al haz a un punto enfocado en la retina mediante la óptica del ojo. La miopía o hipermetropia posible del ojo probado es corregida por el movimiento de una lente dentro de un par de lentes. La luz enfocada sobre la fóvea entonces se asume para ser reflejada difusamente y actúa como una fuente puntual localizada en la retina. La luz reflejada pasa a través del ojo y forma un frente de onda distorsionado enfrente del ojo que resulta de las aberraciones oculares. El frente de onda con aberración entonces se dirige al sensor de frente de onda. Una fuente puntual de radiación sobre la retina puede ser ideal para tales mediciones. Sin embargo, cuando el ojo perfecto recibe un haz colimado de luz, la mejor imagen posible sobre la retina es un punto limitado de difracción. Como se ilustra a manera de ejemplo, con Penny et al . y Liang et al., discutido en lo anterior, y tipico para aquellos expertos en la técnica, haces paralelos o colimados con la óptica del ojo que se mide para lograr este punto limitado de difracción para tales medidas objetivo. Para hacerlo de este modo requiere que una disposición para que cada paciente incluya una lente correctora o combinación de lente y ajustes al mismo para acomodar esa agudeza visual especifica del paciente. Proporcionar una combinación correctora o de lente, asi como el establecimiento a causa de que su uso se vuelve molesto, consume tiempo y requiere gasto adicional. Eliminar la necesidad de tal óptica correctora es deseable, y elimina una variable dentro de los sistemas de medición ópticos que incluyen típicamente muchas variables. Además, existe una necesidad de proporcionar características ópticas de un ojo sin requerir retroalimentación del paciente. A manera de ejemplo, el paciente puede ser un animal salvaje o doméstico, vivo o muerto.

Arte Previo En vista de los antecedentes anteriores, por lo tanto es un objeto de la presente invención proporcionar un sistema de medición de refracción que acomoda fácilmente la medida de las características de visión del ojo, aún en la presencia de errores refractivos finitos. Es otro objeto proporcionar con el tiempo requerido para un paciente que está en una posición fija durante un examen, mientras al mismo tiempo proporciona una fuente útil de luz en la retina del ojo que se mide independientemente de las características del ojo de ese paciente u otros pacientes que se examinan. Es un objeto adicional medir tales características sin requerir la retroalimentación del paciente u operador. Estos y otros objetos, ventajas y características de la presente invención, se proporciona por un método, aspecto de la invención para medir características ópticas de un sistema óptico que incluye el enfoque de un haz óptico próximo a una superficie anterior del sistema óptico para colocar una fuente finita de radiación secundaria en una superficie focal del sistema óptico, cuya radiación secundaria es emitida de la superficie focal como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del sistema óptico, proyectando el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda, y midiendo las características del sistema óptico asociado con el frente de onda reflejado. En una modalidad preferida, el método incluye medir los defectos del ojo que incluye las etapas de enfocar un haz óptico sobre una superficie anterior del ojo para proporcionar una fuente finita de radiación secundaria en la retina del ojo, cuya radiación secundaria es emitida desde la retina como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del ojo; dirigiendo el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda; y midiendo las distorsiones asociadas con el frente de onda reflejado. Una modalidad preferida de la invención incluye las etapas de enfocar el haz óptico proyectado sobre la superficie anterior de la córnea. Un aparato para realizar efectivamente tales mediaciones incluye medios de enfoque para enfocar un haz óptico sobre una superficie anterior del sistema óptico u ojo para proporcionar una fuente de radiación secundaria finita sobre la superficie focal, o la retina del ojo cuya fuente de radiación finita es emitida desde la retina como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del ojo, medios de dirección para dirigir el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente. de onda, y un analizador de frente de onda para medir las distorsiones asociadas con el frente de onda reflejado. En una modalidad preferida de la presente invención, se enfoca un haz de láser sobre la superficie de la cornea con una lente de longitud focal larga que converge el haz a través de un ángulo pequeño para pasar a través del iris del ojo y proporcionar una fuente de radiación secundaria finita en la retina del ojo, cuya fuente de radiación secundaria finita es emitida desde la retina a través de la óptica del ojo como el frente de onda que se mide .

Breve Descripción de los Dibujos Una modalidad preferida de la invención asi como modalidades alternantes se describen a manera de ejemplo con referencia a los dibujos anexos en los cuales: La FIGURA 1 es una ilustración diagramática de un aparato para medir los defectos visuales de un ojo, de acuerdo con la presente invención; La FIGURA 2 es una ilustración diagramática de un ojo que se mide por el aparato de la presente invención; Las FIGURAS 3A y 3B son ilustraciones diagramáticas de un ojo ideal comisión perfecta y un ojo ideal con aberración, respectivamente; La FIGURA 4 es una ilustración diagramática de un ojo que se mide con luz colimada enfocada en la retina a un punto limitado de difracción; y La FIGURA 5 es una vista en perspectiva parcial de una placa de imagen de estenoscopio y plano detector de un sensor de frente de onda utilizado en una modalidad preferida de la presente invención.

Descripción Detallada de las Modalidades Preferidas La presente invención se describirá más completamente a continuación con referencia a los dibujos anexos, en los cuales las modalidades preferidas de la invención se muestran. Sin embargo, esta invención puede modificarse en muchas formas diferentes y no debe tomarse como limitada a las modalidades establecidas en la presente. Preferiblemente, estas modalidades se proporcionan de modo que esta descripción será cabal y completa, y llevará completamente el alcance de la invención a aquellos expertos en la técnica. Números de referencia similares para elementos similares en todas partes. Una modalidad preferida de un aparato 10 de medición de la presente invención es en la presente descrita inicialmente con referencia al diagrama esquemático de la FIGURA 1. Un haz 12 proyectado de radiación óptica se dirige hacia un ojo 14 que se mide, de modo que un área pequeña o punto 16 que se puede medir se forma como una fuente de radiación secundaria en la región foveal de la retina 18 como iluminada con referencia a la FIGURA 2. Específicamente el haz 12 es enfocado a través de un ángulo 13 pequeño sobre una superficie 20 anterior del ojo 14, y en una modalidad preferida de la presente invención, enfocado sobre una superficie 22 corneal anterior de la cornea 24 para la proyección adicional a través del iris 26 de la lente 28 y sobre la retina 18. A modo de antecedente adicional, considerar un ojo 14i "ideal", con visión ideal, como se ilustra con referencia a la FIGURA 3A. El ojo 14i ideal, que tiene la cornea 24i ideal y la lente 28i ideal enfocará un haz de luz colimado, se ilustra con las flechas 30 hasta un punto 32, como la fuente de radiación secundaria, en la retina 18i ideal. Este punto 32 entonces será una fuente puntual de luz que se puede reflejar difusamente de regreso a través de la óptica del ojo 14i ideal como consecuencias de las ondas 34 de plano. De hecho ahora, aún un ojo que tiene visión perfecta, como se ilustra a manera de ejemplo con referencia en la FIGURA 4, producirá un área iluminada limitada de difracción o punto 36, como la fuente de radiación secundaria, en la retina del ojo, bajo las mejores circunstancias posibles. En un ojo normal, como se ilustra con referencia a la FIGURA 4, tal punto 36 aún es más largo, donde la mayor parte del desenfoque será debido a las aberraciones finitas encontradas en ojos normales. A manera de ejemplo adicional, un ojo 14a con aberración, si la fuente 32 puntual pudiera realizarse, los frentes 38 de onda distorsionados darían como resultado como se ilustra con referencia a la FIGURA 3B. Tener que tratar con una serie de frentes 38 de onda distorsionados que resultan de aberraciones, y además tratar con un desenfoque de~ tales frentes 38 de onda distorsionados que resultan de efectos de difracción y las aberraciones finitas del ojo, que da como resultado en una fuente 36 de punto de luz en vez de una fuente 32 puntual. Lo que proporciona uno de los retos de la medición de los defectos visuales de un ojo. Es típico en la técnica de las mediciones del ojo formar un haz colimado e intentar enfocar el haz colimado, sobre al retina, utilizando lentes y combinaciones de lente con la óptica del ojo para producir el punto 36 lo más pequeño posible, como se describe en lo anterior con referencia a la FIGURA 4. Los lentes y las técnicas de enfoque típicamente toman el tiempo valioso e incluyen múltiples intentos para enfocar un punto en la retina utilizando varios lentes y combinaciones de lente para acomodar cada visión única de cada paciente que se mide. Con la presente invención, y entendimiento de que la mayor parte de desenfoque resulta de la curvatura de la cornea, la presente invención elimina la necesidad de encontrar lentes o combinaciones de lente para disminuir el tamaño del punto en la retina que se utiliza como la fuente secundaria de la radiación . Con referencia de nuevo a la modalidad descrita en las FIGURAS 1 y 2, los frentes 40 de onda ópticos esparcidos desde la retina 18 se transfieren por una serie de elementos ópticos, los cuales se describirán en detalle adicional más adelante en esta sección, a un sensor 42 de frente de onda, cuyo sensor de frente de onda divide cada frente de onda incidente en un grupo de "pequeñas ondulaciones", referidas en la presente con el número 50, utilizando una placa 44 opaca que tiene una disposición plana de aberturas 46 como se ilustra con referencia a la FIGURA 5. Además, el sensor 42 de frente de onda registra la posición 48 en la cual cada una de las pequeñas ondulaciones 50 que pasan a través de la abertura 46 chocan contra un plano 54 detector de modo que un dispositivo acoplado cargado (CCD) proporcionado en la presente como una modalidad preferida, cuyo plano se mantiene en una pequeña distancia 56 fija detrás de la placa 54. El desplazamiento 58 transversal de cada una de las pequeñas ondulaciones 50 en el plano 54 detector de CCD desde una posición 60 de referencia de luz colimada entonces se utiliza para calcular una inclinación de frente de onda en cada posición de las aberturas 46 dentro de la disposición plana. Métodos alternativos existen para utilizar datos derivados parciales que resultan de las mediciones de la inclinación para calcular el frente 40 de onda. Un enfoque aceptable es aquel utilizado por Liang et al. en el documento antes mencionado donde el frente de onda está estrechamente próximo utilizando polinomios de Zernike. . En cada posición 48, se produce un punto 62 que típicamente se extiende más allá del área de medición de luz de un elemento 64 de CCD. Como se discutió anteriormente, el desenfoque y un punto limitado de difracción grande hacen difícil hacer mediciones. De este modo, reducir el desenfoque mejora la medición en el plano 54 detector.

Con referencia de nuevo a la FIGURA 1, en una modalidad preferida de la presente invención, el aparato 10 incluye el haz 12 proyectado de luz polarizada en forma linear (componente S) emitido desde láser 66 de diodo (670nm, 3mW a manera de ejemplo), cuyo haz de luz pasa a través de un obturador 68 electromecánico, el cual controla la duración de la exposición de luz en el ojo 14 del paciente, y en particular, la exposición de la retina 18 del ojo 14 ilustrada con referencia de nuevo a la FIGURA 2. Se espera que fuentes alternantes de luz, por ejemplo, no coherente y no polarizada, así como técnicas de transmisión de luz alternante llegaran a la mente de aquellos expertos en la técnica sin desviarse de la enseñanza de la presente invención. Como se describe en la presente, se prefiere actualmente el uso de luz coherente a partir de un láser y técnicas de polarización. Cuando se abre el obturador 68, el haz 12 proyectado, la luz colimada desde el láser 66 de diodo, se dirige mediante un lente 70 de longitud focal largo para enfocar en la superficie 22 anterior de la córnea 24 del ojo 14, como se ilustra con referencia de nuevo a la FIGURA 2, pasando a través de la pupila 72 y la lente 28 del ojo 14, sobre la retina 18 como el punto 16 pequeño que se puede medir. En una modalidad alternativa, la lente 70 comprende una lente de aumento para cambiar el enfoque y mover la ubicación del enfoque como se desee. Al enfocar sobre la córnea 24, la medición es mínimamente dependiente de la curvatura de la córnea. Sin embargo, son aceptables otras ubicaciones próximas a la superficie corneal. Mientras están presentes la difracción y diversas aberraciones, la presente invención evita que la aberración se efectúe desde la córnea la cual domina típicamente. La lente 28 del ojo 14 contribuye a un efecto de aberración relativamente pequeño cuando se compara con aquel de la córnea 24. Además, y con respecto a la selección de la lente 70, seleccionar una lente con una longitud corta proporcionaría un ángulo 13 largo, un punto 78 bien enfocado sobre la superficie de la córnea 24, y menos efectos de aberración de la córnea. Sin embargo, un ángulo 13 largo da como resultado en un punto 16 de la retina indeseablemente más largo. El ángulo 13 pequeño descrito en la presente proporciona un punto 78 de enfoque más largo en la córnea 24 pero el punto 16 mas pequeño que más se desea en la retina 18. El punto 16 dependerá de la longitud de onda y de tamaño de punto de partida y la longitud focal de la lente 70 seleccionada. En modalidades preferidas de la presente invención, las lentes de aproximadamente medio metro se seleccionan para la lente 70. Se ha utilizado efectivamente una lente 70 de lOOmm. En una modalidad preferida descrita en la presente, un espejo 74 y un divisor 76 de haz de polarización dirigen el haz 12 proyectado a un foco 78 en la superficie 20 anterior de la córnea 24. El haz 12 proyectado, enfocado sobre la superficie 22 anterior de la córnea 24, proporciona el punto 16 que se puede medir como una fuente de luz (aproximadamente 1.5 miliradianos en espacio visual, a manera de ejemplo) en la retina 18 del ojo 14 que se mide, como se ilustra con referencia de nuevo a la FIGURA 2. Tal punto 16 proporciona un sustituto aceptable para un punto limitado de difracción típicamente buscado. A manera de un ejemplo preferido de uso, un método para medir las características de visión del ojo 14 incluye dirigir el haz 12 a través de la lente 70 de longitud focal larga para proporcionar el ángulo 13 pequeño, como se ilustra con referencia de nuevo a la FIGURA 2, aproximadamente una trayectoria óptica para pasar el haz 12 a través de la pupila 72 del ojo 14. El haz 12 primero es enfocado en una ubicación 78 fija, sin el ojo o el paciente en su lugar. Todo el equipo de medición, el aparato 10, es acomodado sin el paciente en su lugar y un tiempo conveniente antes de la medición. Después, el paciente se coloca de tal forma que la superficie anterior del ojo 14 de un paciente es localizada en la ubicación 78 fija la cual en una modalidad preferida es la superficie anterior de la córnea. Esta coloca una fuente finita de radiación secundaria, el punto 16, como se describe en la presente, en la retina 18 del ojo 14, el cual proporciona la luz emitida desde la retina 18 y a través de la pupila 72 como un frente de onda reflejado, el frente 38 de onda, descrito con referencia a la FIGURA 3B. Este frente 38 de onda se dirige sobre el analizador 42 de frente de onda para medición. En una modalidad preferida, la potencia láser que alcanza el ojo es físicamente limitada a un máximo de 7µW. En las mediciones en los ojos humanos utilizando el aparato 10, una pulsación láser con duración de 700 ms se utilizó para que la energía total que entra al ojo no excediera 4.9 µj . Para comparación, de acuerdo con el ANSÍ estándar para la observación "intrahaz" directa, la exposición máxima que se permite para un láser en la longitud de onda es 530 µj . De este modo, las energías de láser de prueba efectivamente utilizadas en la presente invención son dos ordenanzas de magnitud debajo de un limite de seguridad del "ojo". Nuevamente con referencia a la FIGURA 2, la luz reflejada difusamente por la retina 18 produce el frente de onda 40, un frente de onda distorsionado en el plano de la pupila debido a las aberraciones del ojo. La reflexión difusa hace la luz de regreso de la retina despolarizada, que contiene no sólo un componente S sino también un componente P de luz de polarización. El divisor 76 de haz de polarización enfrente del ojo 14 solamente dejará que el componente P pase a través del mismo y corriente abajo del sensor 42 de frente de onda. El componente S es reflejado escencialmente en forma total hacia el láser 66 de diodo. Puesto que la luz reflejada por las superficies de la córnea preserva la polarización del haz entrante (S-polarizada) , la reflexión de la córnea es reflejada por el divisor 76 de haz, y de este modo se refleja desde la trayectoria 80 que encabeza hacia el sensor 42 de frente de onda. El componente P del frente de onda 40 con aberración en el plano de la pupila del sujeto, entonces se recrea por la combinación de la lente 82 y la lente 84, en un plano 86 de la lente graduada indicada como "Lente Graduada" en la FIGURA 2. En una modalidad preferida, el diámetro y la abertura de la lente 80 y lente 84 son de 40 mm y 120 mm, respectivamente. La combinación de la lente 82 y la lente 84 forma un sistema de imagen afocal con la pupila 72 del ojo (el plano objeto) en el plano focal de la lente 82, y el plano de imagen, la lente 86 graduada, en el plano focal de la lente 84. En forma similar, la lente 88 y la lenta 90 también forman un sistema de imagen afocal con al lente 86 graduada posible en el plano focal de la lente 88 y la combinación de la lente en el plano de imagen en el plano focal de la lente 90. El plano focal de la lente 90 se ubica en la placa 44 del sensor 42 de frente de onda, descrito con anterioridad con referencia a la FIGURA 5. En una modalidad preferida, la lente 4 tiene un diámetro de 30 mm y una longitud focal de 80 mm. La lente 5 tiene un diámetro de 40 mm y una longitud focal de 120 mm. Con el aparato 10, las inclinaciones de frente de onda medido que salen del ojo 14 se recrean en el plano 44 de abertura, y se amplían por un factor de 1.5. La amplificación de frente de onda 40 en el plano 54 detector reduce las inclinaciones de frente de onda por el mismo grado este extiende el rango dinámico de las aberraciones del ojo sobre el cual el dispositivo puede medir . A manera de una explicación adicional sobre la ubicación de la lente graduada o el plano 86, puesto que el frente de onda 40 que sale del ojo 14 se recrea en esta ubicación 86 con amplificación de unidad, una lente graduada de potencia refractiva conocida insertada en este punto debe compensar exactamente un error descrito. Por ejemplo, una lente esférica de 5 dioptrías perfecta colocada en esta ubicación debe remover 5 dioptrías de la curvatura esférica de un frente de onda incidente, sin alterar otras aberraciones que puedan existir en el frente de onda. La capacidad de insertar las lentes graduadas en esta ubicación 86 que extiende el rango de medición dinámico del aparato 10, sin afectar el frente de onda que analiza la capacidad. En una modalidad preferida, y con referencia de nuevo a la FIGURA 5, la disposición 46 de abertura del sensor 42 de frente de onda muestra el frente de onda 40 incidente que forma los puntos 62 de enfoque en el plano 54 detector.

Esto se repite en el plano 54 detector para cada abertura dentro de la disposición 46. Como resultado, una dirección localizada del frente de onda 40 se determina para cada una de una pluralidad de pequeñas ondulaciones 50 dentro de la disposición. A manera de ejemplo, el uso de lentillas 92 (como una modalidad alternativa de las aberturas 46 solas), con una longitud focal de 87 mm y una dimensión de 0.768 mm, forma una imagen aérea de la fuente de luz de la retina (el punto 16 descrito con anterioridad con referencia a la FIGURA 2) en el plano 54 detector. Si una onda plana, que corresponde a un ojo libre de aberración, fuera medida, la disposición de lentillas 92 producirla una disposición regular de puntos enfocados en el sensor de imagen. Cuando el ojo 14 real es medido, la aberración de onda en el ojo desplazará el punto 62 de enfoque, descrito anteriormente con referencia a la FIGURA 5 de cada lentilla 92 desde la posición 60 de referencia hasta la posición 50 medida en proporción a las inclinaciones locales de frente de onda 40. El sensor 42 de frente de onda mide las inclinaciones de frente de onda locales en una disposición de ubicaciones de muestra a través de la pupila 72, de la cual puede reconstruirse el frente de onda 40 mismo. Nuevamente como se ilustra con referencia a la FIGURA 1, en una modalidad alternativa de los métodos de la presente invención, un objetivo 94 de fijación puede utilizarse para asegurar que el paciente esté mirando a lo largo -del eje óptico del aparato 10. Se le pide al paciente fijar en el objetivo 94 localizado en el plano focal de una lente 96. Al mover linealmente la combinación 96 de óptica del objetivo 94 de fijación, es posible proporcionar la corrección esférica del ojo, y por tanto hacer visible en forma clara el objetivo 94 de fijación al sujeto. En un uso preferido, la imagen del objetivo 94 de fijación intencionalmente es subcorregida para que cada paciente se asegure que el ojo 14 medido se enfoque al infinito. A manera de ejemplo, el objetivo de fijación consiste en un hilo de cabello obscuro y un número de circuios concéntricos en un respaldo blanco que se ilumina por detrás por una lampara de tungsteno. Al paciente se le pide mirar al centro del hilo de cabello. La posición del ojo 14 con referencia al eje óptico es grabada por la cámara 98 de CCD. Esta cámara 98 de CCD se conjuga, en efecto acoplado, a la pupila 72 del ojo a través de una segunda combinación 100 de lente, preferiblemente montada en la cámara, y las lentes 82, 84. En un método de la presente invención, la cámara 98 se utiliza para ver el ojo 14 para alinear el ojo dentro de la trayectoria del haz 12 para asegurar que el haz pase a través de la pupila 72. La cámara 98 también es útil en una modalidad alternativa de la presente invención, para ver el tamaño del punto 16 formado en la retina 18 a medida que el usuario cambia el punto 78 de enfoque a través de varias locaciones de superficie anterior al obtener un tamaño óptimo del punto 16. A manera de ejemplo adicional de usos efectivos de la presente invención, los coeficientes de Zernike descritos anteriormente de un ojo, tomados colectivamente, pueden utilizarse como distintivo, como huellas digitales o ADN. Los coeficientes de Zernike para una persona pueden ser utilizados para identificación de aquella persona para permitir el acceso a una área reservada, permitiendo que los recursos se distribuyan a través de una ATM y similares. Además, la presente invención permite las mediciones del ojo de un paciente pasivo, tal como en el examen de un cadáver o animal sedado. La presente invención se puede operar con ojos humanos, como se describe en la presente así como también aquellos ojos de un animal, ave o pescado y en particular, con sistemas ópticos de enfoque no biológicos como aquellos encontrados en cámara. La presente invención es útil en el desarrollo de sistemas asféricos optimizados, en donde un elemento asférico necesita ser seleccionado al último al observar y producir un elemento asférico de uso individual que corrige el sistema. A manera de ejemplo, el sistema asférico puede diseñarse en papel excepto por el elemento de corrección, que sería desarrollado experimentalmente utilizando la presente invención como se describe en la presente. El diseño de sistemas afocales tales como un telescopio, un enviador de señales, o un proyector que requiere un elemento de enfoque corrector agregado se beneficiará a partir de la presente invención. Muchas modificaciones y otras modalidades de la invención entrarán en la mente de un experto en la técnica que tenga el beneficio de las enseñanzas presentadas en las descripciones anteriores y los dibujos asociados. Por lo tanto, se entenderá que la invención no se limitará a las modalidades específicas descritas, y que modificaciones y modalidades alternativas pretenden incluirse dentro del alcance de las reivindicaciones anexas.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un método para medir los defectos de visión de un ojo, el método comprende las etapas de: enfocar un haz óptico próximo a una superficie anterior del ojo para colocar una fuente finita de radiación secundaria en la retina del ojo, cuya radiación secundaria es emitida desde la retina como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del ojo; proyectar el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda; y distorsiones de mediciones asociadas con el frente de onda reflejado.

2. El método de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la etapa de enfocar el haz óptico incluye la etapa de enfocar el haz óptico sobre la superficie anterior de la córnea .

3. El método de acuerdo con la reivindicación 1, en donde el haz óptico comprende un haz de láser colimado.

4. El método de acuerdo con la reivindicación 1, que además comprende las etapas de: generar un haz de luz colimado, linealmente polarizado; y colocar una lente de longitud focal larga para dirigir el haz colimado de luz a través de la lente de longitud focal larga, y en donde en la etapa de enfocar incluye la etapa de converger la luz colimada a través de un ángulo pequeño hasta un punto focal en la superficie anterior del ojo.

5. El método de acuerdo con la reivindicación 4, en donde la lente de longitud focal larga tiene una longitud focal entre 0.5 y 5.0 metros de longitud.

6. El método de acuerdo con la reivindicación 4, que además comprende la etapa de controlar una cantidad de energía de luz óptica suministrada al ojo.

7. El método de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la etapa de medir la distorsión comprende la etapa de comparar el frente de onda reflejado recibido por el analizador de frente de onda con un frente de onda deseable recibido por el analizador de frente de onda.

8. El método de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la etapa de medir la distorsión comprende la etapa de determinar una diferencia de trayectoria óptica entre una onda plana y el frente de onda que emana de la retina del ojo.

9. El método de acuerdo con la reivindicación 8, en donde la diferencia de trayectoria óptica resulta de una reconstrucción de Zernike de frente de onda.

10. El método de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la etapa de medir la distorsión comprende las etapas de: colocar una placa opaca que tenga una abertura en la misma para transmitir una porción de frente de onda emitida a través de la misma; colocar un material sensible a la luz corriente abajo de y en relación separada a la placa opaca para recibir la porción de frente de onda reflejado proyectada como una imagen finita sobre una primera posición del material sensible a la luz; proyectar el frente de onda reflejado sobre la placa para colocar una primera imagen finita sobre el material sensible a la luz; y ~ medir una diferencia entre la primera posición y la segunda posición.

11. El método de acuerdo con la reivindicación 10, en donde la abertura comprende una disposición de aberturas en donde el material sensible a la luz comprende una disposición de CCD.

12. El método de acuerdo con la reivindicación 11, en donde la disposición de aberturas comprende una lente portada dentro de cada abertura para enfocar la luz que pasa a través de la abertura sobre la disposición de CCD.

13. El método de acuerdo con la reivindicación 1, que además comprende la etapa de convertir las distorsiones medidas en una corrección óptica basada en una desviación del frente de onda reflejado desde un frente de onda deseable.

14. El método de acuerdo con la reivindicación 13, en donde el frente de onda deseable comprende un frente de onda planar.

15. El método de acuerdo con la reivindicación 14, en donde la etapa de polarización comprende las etapas de: proporcionar un divisor de haz; pasar el frente de onda reflejado que tiene una luz de polarización de componente S y de componente P a través del divisor de luz; y separar el frente de onda reflejado dirigiendo el componente P al analizador de frente de onda y el componente S del mismo.

16. El método de acuerdo con la reivindicación 1, que además comprende la etapa de polarizar el haz óptico.

17. El método de acuerdo con la reivindicación 1, que además comprende las etapas de: colocar un objetivo de fijación para la visión; enfocar el ojo en el objetivo de fijación para asegurar que un paciente cuyo ojo esté siendo medido, este mirando a lo largo de una dirección preferida.

18. El método de acuerdo con la reivindicación 17, que además comprende la etapa de ajustar el objetivo de fijación para asegurar que el ojo medido se enfoque al infinito.

19. El método de acuerdo con la reivindicación 1, que además comprende las etapas de: ver la pupila del ojo a través de una cámara enfocada en el ojo; y alinear el centro del ojo a lo largo de una trayectoria del haz óptico para confinar el paso del haz a través de la pupila del ojo.

20. Un método para medir las características de visión de un ojo, el método comprende las etapas de: proyectar un haz óptico a través de un haz suficientemente pequeño sobre una trayectoria óptica para pasar el haz a través de la pupila del ojo y proporcionar un punto finito en la retina del ojo; enfocar el haz óptico próximo a una superficie anterior del ojo para colocar una fuente finita de radiación secundaria sobre la retina del ojo, cuya radiación secundaria proporciona la luz emitida desde la retina y a través de la pupila como un frente de onda reflejado de radiación; y dirigir el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda para medir las distorsiones asociadas con el frente de onda reflejado.

21. El método de acuerdo con la reivindicación 20, en donde la etapa de enfoque de haz óptico incluye la etapa de enfocar el haz óptico sobre la superficie anterior de la córnea .

22. El método de acuerdo con la reivindicación 20, en donde el haz óptico comprende un haz de láser.

23. El método de acuerdo con la reivindicación 20, que además comprende las etapas de: generar un haz óptico polarizado en forma lineal; y colocar una lente de longitud focal larga para dirigir el haz óptico a través del mismo, y en donde la etapa de enfocar incluye la etapa de dirigir el haz óptico a través de la lente de longitud focal larga para proporcionar el ángulo pequeño en el cual se enfoca el haz óptico.

24. El método de acuerdo con la reivindicación 23, en donde la lente de longitud focal larga tiene una longitud focal de por lo menos medio metro de longitud.

25. El método de acuerdo con la reivindicación 20, que además comprende las etapas de: proporcionar un obturador dentro de una trayectoria de haz del haz óptico; y controlar una cantidad de energía de haz óptico suministrado al ojo mediante la operación del obturador desde una posición cerrada hasta una posición abierta.

26. El método de acuerdo con la reivindicación 20, que además comprende la etapa de medir una diferencia de trayectoria óptica entre un frente de onda deseable y el frente de onda que emana desde la retina del ojo.

27. El método de acuerdo con la reivindicación 26, en donde la etapa de medir comprende las etapas de: colocar una placa opaca que tenga una disposición de aberturas en la misma para transmitir una pluralidad de pequeñas ondulaciones emitidas desde el frente de onda emitido a través de la misma; y recibir imágenes finitas de la pluralidad de pequeñas ondulaciones emitidas en un material sensible a la luz corriente abajo de y en relación separada a la placa opaca .

28. El método de acuerdo con la reivindicación 27, que además comprende las etapas de: determinar las posiciones para cada una de la pluralidad de imágenes finitas de pequeñas ondulaciones emitidas; proyectar el frente de onda deseable sobre la placa para colocar una pluralidad de pequeñas ondulaciones de referencia sobre el material sensible a la luz; determinar las posiciones para cada una de la pluralidad de imágenes finitas de pequeñas ondulaciones de referencia; y medir un desplazamiento entre las imágenes finitas, respectivamente, para las pequeñas ondulaciones emitidas y las pequeñas ondulaciones de referencia.

29. El método de acuerdo con la reivindicación 28, que además comprende la etapa de convertir el desplazamiento en una corrección óptica basada en una diferencia entre el frente de onda reflejado y el frente de onda deseable.

30. El método de acuerdo con la reivindicación 29, en donde el frente de onda deseable comprende un frente de onda planar.

31. El método de acuerdo con la reivindicación 30, que además comprende las etapas de: polarizar el haz óptico; basar el frente de onda reflejado a través de un divisor de haz, en donde un componente S y un componente P del haz óptico polarizado pasa a través del divisor de haz; y separar el frente de onda reflejado dirigiendo el componente P al analizador de frente de onda y el componente S del mismo.

32. Un método para medir características de visión de un ojo, el método comprende las etapas de: dirigir un haz óptico a través de una lente de longitud larga para proporcionar un ángulo lo suficientemente pequeño alrededor de una trayectoria óptica para pasar el haz óptico a través de la pupila del ojo; enfocar el haz óptico en una ubicación fija; colocar una superficie anterior del ojo de un paciente en la ubicación fija para colocar una fuente finita de radiación secundaria en al retina del ojo, cuya radiación secundaria proporciona la luz emitida desde la retina y a través de la pupila como un frente de onda reflejado de radiación; y dirigir el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda para medir el frente de onda reflej ado .

33. El método de acuerdo con la reivindicación 32, en donde la superficie anterior comprende la superficie anterior de la córnea.

34. El método de acuerdo con la reivindicación 32, en donde la lente de longitud focal larga tiene una longitud focal de por lo menos medio metro de longitud.

35. El método de acuerdo con la reivindicación 32, que además comprende las etapas de: proporcionar un obturador dentro de una trayectoria de haz del haz óptico; y controlar una cantidad de energía de haz óptico suministrado al ojo mediante la operación del obturador desde una posición cerrada hasta una posición abierta.

36. El método de acuerdo con la reivindicación 32, que además comprende la etapa de medir una diferencia de trayectoria óptica entre un frente de onda deseable y el frente de onda que emana desde la retina del ojo.

37. El método de acuerdo con la reivindicación 32, que además comprende las etapas de: polarizar el haz óptico; pasar el frente de onda reflejado a través de un divisor de haz, en donde un componente S y un componente P del haz óptico polarizado pasan a través del divisor de haz; y separar el frente de onda reflejado dirigiendo el componente P al analizador de frente de onda y el componente S del mismo.

38. El método de acuerdo con la reivindicación 32, en donde la etapa de colocar comprende las etapas de: ver la pupila del ojo a través de una cámara enfocada en el ojo; y alinear el centro del ojo a lo largo de una trayectoria de haz del haz óptico para confirmar el pase del haz a través de la pupila del ojo.

39. Un método para medir las características de visión de un ojo que comprende enfocar un haz óptico próximo a una superficie anterior del ojo para proporcionar una fuente finita de radiación secundaria en la retina del ojo, cuya radiación secundaria es emitida desde la retina como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del ojo.

40. El método de acuerdo con la reivindicación 39, en donde el enfoque de haz óptico incluye enfocar el haz óptico sobre la superficie anterior de la córnea.

41. El método de acuerdo con la reivindicación 39, que además comprende proyectar el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda y medir las diferencias entre el frente de onda reflejado y un frente de onda deseable .

42. El método de acuerdo con la reivindicación 39, que además comprende generar un haz colimado, linealmente polarizado de luz y colocar una lente de longitud focal larga para dirigir el haz colimado de luz a través de la lente de longitud focal larga, en donde el enfoque incluye la etapa de convergir la luz colimada a través de un ángulo pequeño hasta un punto focal en la superficie anterior del ojo.

43. El método de acuerdo con la reivindicación 42, en donde el haz colimado, linealmente polarizado comprende un haz de láser.

44. El método de acuerdo con la reivindicación 39, que además comprende ver el tamaño de la fuente de radiación secundaria finita en la retina, y variar las locaciones de foco de la superficie anterior para seleccionar un tamaño deseado de la fuente.

45. Un método para medir las características ópticas de un sistema óptico, el método comprende las etapas de : enfocar un haz óptico próximo a una superficie anterior del sistema óptico para colocar una fuente finita de radiación secundaria sobre una superficie focal del sistema óptico, cuya radiación secundaria es emitida desde la superficie focal como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del sistema óptico; proyectar el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda; y ~~ -medir las características del sistema óptico asociadas con el frente de onda reflejado.

46. El método de acuerdo con la reivindicación 45, en donde el sistema óptico comprende un ojo humano, y en donde la superficie focal comprende la retina del ojo.

47. El método de acuerdo con la reivindicación 45, en donde la etapa de medir la distorsión comprende la etapa de comparar el frente de onda reflejado recibido por el analizador de frente de onda con un frente de onda deseable recibido por el analizador de frente de onda.

48. El método de acuerdo con la reivindicación 45, en donde la etapa de medir la distorsión comprende la etapa de determinar una diferencia de trayectoria óptica entre una onda planal y el frente de onda que emana del sistema óptico.

49. El método de acuerdo con la reivindicación 48, en donde la diferencia de trayectoria óptica resulta de una reconstrucción de Zernike de frente de onda.

50. El método de acuerdo con, la reivindicación 45, en donde la etapa de medir la distorsión comprende las etapas de : colocar una placa opaca que tenga una abertura en la misma para transmitir una porción del frente de onda emitida a través de la misma; colocar un material sensible a la luz corriente abajo de y en relación separada a la placa opaca para recibir la porción de frente de onda reflejado proyectada como una imagen finita sobre una primera posición del material sensible a la luz; proyectar el frente de onda reflejado sobre la placa para colocar una primera imagen finita sobre el material sensible a la luz; proyectar un frente de onda deseable sobre la placa para colocar una segunda imagen finita en una segunda ubicación en el material sensible a la luz; y medir una diferencia entre la primera posición y la segunda posición.

51. El método de acuerdo con la reivindicación 50, en donde la abertura comprende una disposición de aberturas y en donde el material sensible a la luz comprende una disposición de CCD.

52. El método de acuerdo con la reivindicación 45, que además comprende la etapa de convertir las distorsiones medidas en una corrección óptica basada en una desviación del frente de onda reflejado desde un frente de onda deseable.

53. El método de acuerdo con la reivindicación 45, que además comprende las etapas de: ver la superficie focal a través de una cámara; y seleccionar un tamaño deseado de la fuente finita de radiación secundaria.

54. Un aparato para medir las características de visión de un sistema óptico, el aparato comprende: medios de enfoque para enfocar un haz óptico próximo a una superficie anterior^ del sistema óptico para proporcionar una fuente finita de radiación secundaria sobre una superficie focal, cuya radiación secundaria es emitida desde la superficie focal como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del sistema óptico; medios de dirección para dirigir el frente de onda reflejado sobre un analizador de frente de onda; y un analizador de frente de onda para medir las distorsiones asociadas con el frente de onda reflejado.

55. El aparato de acuerdo con la reivindicación 54, en donde el medio de enfoque comprende una lente de longitud focal larga para convergir el haz óptico a través de un ángulo pequeño y enfocar el haz óptico sobre la superficie anterior.

56. El aparato de acuerdo con la reivindicación 55, en donde la lente de longitud focal larga tiene una longitud focal de por lo menos medio metro de longitud.

57. El aparato de acuerdo con la reivindicación 54, en donde el medio de enfoque comprende un lente de aumento para convergir el haz óptico a través de un ángulo pequeño y variar el enfoque del haz óptico sobre las diversas superficies anteriores .

58. El aparato de acuerdo con la reivindicación 54, que además comprende un láser para proporcionar el haz óptico .

59. El aparato de acuerdo con la reivindicación 54, que además comprende el obturador operable desde una posición cerrada hasta una posición abierta para controlar una cantidad de energía de haz óptico suministrado al sistema óptico .

60. El aparato de acuerdo con la reivindicación 54, en donde el analizador de frente de onda comprende: una placa opaca que tiene una abertura en la misma para transmitir una porción de frente de onda emitida a través de la misma; y un material sensible a la luz corriente abajo de y en relación separada a la placa opaca para recibir la porción de frente de onda reflejado proyectada como una imagen finita sobre la misma.

61. El aparato de acuerdo con la reivindicación 60, en donde la abertura comprende una disposición de aberturas y en donde el material sensible a la luz comprende una disposición de CCD.

62. El aparato de acuerdo con la reivindicación 61, que además comprende una lente portada dentro de cada una de la pluralidad de aberturas de la disposición de aberturas.

63. El aparato de acuerdo con la reivindicación 54, que además comprende medios de polarización para polarizar el haz óptico.

64. El aparato de acuerdo con la reivindicación 63, que además comprende un divisor de haz de polarización para reflejar un componente S de frente de onda reflejado y para transmitir un componente P del frente de onda reflejado como un frente de onda polarizado a través del mismo.

65. El aparato de acuerdo con la reivindicación 54, que además comprende una cámara colocada para mirar la superficie focal.

66. Un aparato para medir las características de visión de un ojo, el aparato comprende: ; un láser para proporcionar el haz óptico; medios de enfoque para enfocar un haz óptico sobre una superficie anterior del ojo para proporcionar una fuente finita de radiación secundaria en la retina del ojo, cuya radiación secundaria es emitida desde la retina como un frente de onda reflejado de radiación que pasa a través del ojo; medios de polarización colocados dentro de una trayectoria del haz óptico para transmitir un frente de onda polarizado a través del mismo; y en donde la abertura comprende una disposición de aberturas y en donde el material sensible a la luz comprende una disposición de CCD. 72. El aparato de acuerdo con la reivindicación 71, que además comprende una lente portada dentro de cada abertura de la disposición de aberturas. 73. El aparato de acuerdo con la reivindicación 66, que además comprende un objetivo de fijación para la visión mediante un paciente cuyo ojo está siendo medido, el objetivo de fijación asegura que un paciente cuyo ojo está siendo medido, esté mirando a lo' largo de una dirección preferida. 74. El aparato de acuerdo con la reivindicación 66, que además comprende una cámara colocada para mirar la superficie focal.