MXPA01013364A - Filtro especial para mejorar las imagenes hartmann-shack, y metodos asociados. - Google Patents

Abstract

Un sistema y metodo mejoran una calidad de datos de imagen de detector a partir de un frente de onda que emana desde un ojo. Los datos de imagen del detector incluyen una disposicion de pixel de intensidades. Una disposicion de filtro esta poblada con un coeficiente en cada posicion de la disposicion y la disposicion de filtro es aplicada a cada posicion en la disposicion de pixeI. El sistema incluye un procesador y un paquete de software adaptado para ejecutar las etapas del metodo anterior.

Description

FUTRO ESPA?IAI PARA MF ORAR LAS IMÁGENES HARTMAN-SHACK. Y MÉTODOS ASOCIADOS- ANTECEDENTES DE LA I NVE NCIÓN.

Referencia Cruzada a Solicitud Relacionada . Esta solicitud reclama la prioridad de la solicitud provisional de posesión común de n úmero de serie 60/199, 562, presenta el 25 de Abril del 2000, "Spatial Filtering to Enhance Hartmann-Shack Images" .

Cam po de la Invención . La presente invención se refiere a sistemas y métodos para ejecutar mediciones objetivas de un sistema visual y, de manera más particu lar, al s istema y método para mejorar los datos a partir de una imagen Hartmann-Shack.

Descripción de la Técn ica Relacionada. Los sistemas ópticos que tienen un enfoque de imagen real pueden recibir la l uz coli mada y el foco en un pu nto. Los sistemas ópticos de este tipo pueden encontrarse por naturaleza, por ejem plo , en los ojos de los seres h umanos y los animales, o pueden ser fabricados por el hombre , por ejemplo, sistemas de laboratorio, sistemas de guía y similares . En cualquier caso, las aberraciones en el sistema óptico pueden afectar el rendi m iento del sistema. A manera de ejemplo, el ojo humano se utilizará para explicar el problema. Un ojo perfecto o ideal refleja en forma difusa un haz luminoso que impacta desde su retina a través de los elementos ópticos del ojo, los cuales incluyen un cristalino y una córnea. Para tal ojo ideal en un estado relajado, es decir que no se acomoda para proporcionar un enfoque de campo cercano, la luz reflejada sale del ojo como una secuencia de ondas planas. Sin embargo, un ojo comúnmente tiene aberraciones que provocan deformación o distorsión de las ondas luminosas reflejadas que salen del ojo. Un ojo con aberración que refleja en forma difusa un haz luminoso que impacta desde su retina a través de su cristalino y la córnea como una secuencia de frentes de onda distorsionados. Existen un número de tecnologías que intentan proporcionar al paciente una agudeza visual mejorada. Los ejemplos de dichas tecnologías incluyen la remodelación de la córnea utilizando cirugía láser refractiva o implantes intra-cornéales, agregar lentes sintéticos al sistema óptico utilizando implantes de lentes intra-oculares y anteojos rectificados con precisión. En cada caso, la cantidad de tratamiento correctivo está determinada típicamente por la colocación de lentes esféricos y / o cilindricos de potencia refractiva conocida en el plano del anteojo (aproximadamente 1.0- 1 .5 cm antes de la córnea) y literalmente se pregunta al paciente que lente o combinación de Jente proporcionan la visión más clara. Esta es una medición imprecisa de las distorsiones reales en el frente de onda reflejada debido a que (1 ) una compensación esfero cilindrica individual se aplica a través del frente de onda completo; (2) la visión es probada en intervalos discretos (es decir, unidades de dioptría) de la corrección refractiva; y (3) la determinación subjetiva del paciente se hace a fin de determinar la corrección óptica. Por tanto, la metodología convencional para determinar los errores refractivos en el ojo son sustancialmente menos precisas que las técnicas actualmente disponibles para corregir las aberraciones oculares. Un método de medición de los errores refractivos oculares se describe en la Patente de los Estados Unidos de Norteamérica No. 5,258,791 para Penney et al para "Spatially Resolved Objetive Autorefractometer", la cual enseña el uso de un autorefractómetro para medir la refracción del ojo en numerosas ubicaciones discretas a través de la superficie de la córnea. El documento 791 de Penney enseña además el uso de las mediciones de auto refractómetro en la determinación de una reformación de la superficie de la córnea para proporcionar emetropía, una condición de un ojo normal cuando haces o rayos paralelos de luz son enfocados exactamente sobre la retina y la visión es perfecta. A manera de ejemplo, un método y sistema conocido en la técnica son descritos por Junzhong Liang et al en "Objective Measurement Of Wave Aberrations of the Human Eye with the Use of a Hartmann-Shack Wave-Front Sensor" [J . Opt. Soc. Am. 1 1 (7), July 1994, pp 1949-57]. Liang et al enseña el uso de un detector de frente de onda Hartmann-Shack para medir las aberraciones oculares mediante la medición del frente de onda que emerge desde el ojo mediante la reflexión de la retina de un punto de luz láser enfocado sobre la fovea de la retina . El frente de onda real es reconstruido utilizando la estimación de frente de onda con polinomios Zemike. Un haz paralelo de luz láser pasa a través de separadores de haz y un par de lentes, lo cual lleva el haz hacia un punto de enfoque sobre la retina mediante los elementos ópticos del ojo. La posible miopía o hipermetropía del ojo probado se corrige por el movimiento de un lente dentro de un par de lentes. La luz enfocada sobre la fovea se asume entonces que es reflejada de manera difusa y actúa como una fuente de punto ubicada sobre la retina . La luz reflejada pasa a través del ojo y forma un frente de onda distorsionado en el frente del ojo que resulta a partir de las aberraciones oculares. El frente de onda aberrado es dirigido después hacia el detector de frente de onda. El detector de frente de onda Hartmann-Shack descrito por Liang et al incluye dos capas idénticas de lentes cilindricos con las capas colocadas de manera que los lentes en cada capa están perpendiculares entre sí, como se describe de manera adicional en la Patente de los Estados Unidos de Norteamérica 5,062,702 para Bille. De esta manera, las dos capas operan como una disposición bidimensional de lentillas esféricas que dividen la onda luminosa entrante en sub-aberturas. La luz a través de cada sub-abertura es llevada a enfoque en el plano focal de la disposición del lente donde recibe un módulo de imagen de dispositivo-acoplado-de carga (CCD). El sistema de Liang et al es calibrado mediante el impacto de una onda plana ideal de luz sobre la disposición de lentilla de manera que un patrón de referencia o calibración de los puntos de enfoque se forman en imagen sobre el CCD. Ya que el frente de onda ideal es plano, cada punto relacionado con el frente de onda ideal está ubicado sobre el eje óptico de la lentilla correspondiente. Cuando un frente de onda distorsionado pasa a través de la disposición de lentilla, los puntos de imagen sobre el CCD son desviados con respecto a un patrón de referencia generado por le frente de onda ideal. Cada desviación es proporcional a una inclinación local, es decir, derivadas parciales del frente de onda distorsionado, cuyas derivadas parciales son utilizadas par reconstruir el frente de onda distorsionado, por medio de la estimación de frente de onda modal utilizando los polinomios Zernike. Sin embargo, el sistema descrito por Liang et al es efectivo solamente para ojos que tienen una visión aproximadamente buena. Los ojos que exhiben una miopía considerable (visión corta) ocasiona que los puntos de enfoque se traslapen sobre el CCD haciendo prácticamente imposible de esta manera la determinación de ia inclinación local para ojos que tienen esta condición. De manera similar, los ojos que exhiben una miopía considerable (presbicia) desvían los puntos de enfoque de manera que no impactan sobre CCD, haciendo nuevamente imposible la determinación de la inclinación local para los ojos que tienen esta condición. Varias modalidades y un método y sistema para medir en forma objetiva las aberraciones de los sistemas ópticos mediante análisis de frente de onda se han descrito en la solicitud de pertenencia común de número de serie 09/566,668, "Apparatus and Method for Objective Measurement and Correction of Optical Systems Using Wavefront Analysis", presentada el 8 de Mayo del 2000, la cual está incorporada a ia presente mediante referencia aquí. En esta invención, una fuente de energía genera un haz de radiación . Los elementos ópticos, colocados en la trayectoria del as, dirigen el haz a través de un sistema óptico de enfoque (por ejemplo el ojo) que tiene una porción posterior (por ejemplo la retina) que proporciona un reflector difuso. El haz es reflejado en forma difusa hacia atrás desde la porción posterior como un frente de onda de radiación que pasa a través del sistema óptico de enfoque para impactar sobre los elementos ópticos. Los elementos ópticos proyectan el frente de onda hacia un analizador de frente de onda en correspondencia directa con el frente de onda como surge desde el sistema óptico de enfoque. Un analizador de frente de onda está colocado en la trayectoria de frente de onda proyectada desde los elementos ópticos y calcula las distorsiones del frente de onda como una estimación de las aberraciones oculares del sistema óptico de enfoque. El analizador de frente de onda incluye un detector de frente de onda acoplado a un procesador que analiza los datos de detector para reconstruir el frente de onda a fin de incluir las distorsiones del mismo. Un haz luminoso perfectamente colimado (es decir, un grupo de rayos luminosos paralelos, aquí un haz láser seguro para el ojo, de diámetro pequeño) incidente sobre un ojo hemétrope ideal perfecto enfoca hacia un punto pequeño limitado en difracción sobre la retina. Este enfoque perfecto es real para todos los rayos luminosos que pasan a través de la pupila de entrada, sin importar la posición. A partir de la perspectiva del frente de onda, ia luz colimada representa una serie de ondas luminosas planas perfectas que impactan el ojo. La luz que emana desde un punto iluminado sobre la retina como frente de onda que salen como una serie de ondas planas perfectas, las cuales son dirigidas sobre el analizador de frente de onda para medir las distorsiones a partir del punto ideal. En una modalidad, la radiación es radiación óptica y el detector de frente de onda está implementado utilizando una placa y una disposición plana de celdas sensibles a la luz. La placa es generalmente opaca aunque tiene una disposición de aberturas transmisivas de luz que permiten selectivamente que la luz impacte a través de las mismas. La placa está colocada en la trayectoria del frente de onda de manera que las porciones del frente de onda pasen a través de las aberturas transmisivas a la luz. La disposición plana de celda está colocada paralela a y separada de la placa mediante una distancia seleccionada . Cada porción del frente de onda que pasa a través de una de las aberturas transmisivas a la luz ilumina una forma geométrica que cubre una pluralidad única de celdas. La trayectoria óptica de frente de onda transmite el frente de onda reemitido desde el plano de la córnea hacia una cara de entrada de un detector de frente de onda Hartmann-Shack. El frente de onda incidente sobre el detector es recibido por una cámara de dispositivo-acoplado-cargado sensible (CCD) y una placa óptica que contiene una disposición de lentillas. La disposición de lentilla es paralela a la cara del detector CCD, con una distancia entre ellos aproximadamente igual a la longitud focal de cada lente en la disposición de lentilla. La disposición de lentillas divide en frente de onda entrante en una disposición acoplable de "trenes de onda" cada uno de los cuales enfoca hacia un punto pequeño sobre el plano del detector CCD. La constelación de puntos de tren de ondas en el CCD se utiliza para reconstruir la forma del frente de onda incidente. La luz colimada que impacta la lentilla en incidencia normal (perpendicular) enfocaría hacia el punto en la cara CCD donde intersecta este eje óptico. Los elementos ópticos del aparato proporcionan dicha luz colimada hacia el detector de frente de onda utilizando una trayectoria óptica de calibración. En el caso de un frente de onda con aberración reflejado, la luz se enfoca hacia un punto desplazado desde el punto de referencia colimado mediante una distancia Dx. La distancia desde la cara de lentilla hacia la superficie CCD, D2, se conoce en forma precisa . Por lo tanto, dividiendo el desplazamiento medido Dx, la distancia de propagación conocida, D2, se determina la inclinación del frente de onda en la ubicación de este lente. El mismo calculo se aplica en la dirección y dentro del plano, y el proceso completo aplicado a cada elemento de lentilla irradiado por el frente de onda. Un algoritmo matemático se aplica entonces para reconstruir la forma de frente del frente de onda compatible con los datos de inclinación Dx/Dz y Dy/Dz calculados. Sin importar que detector de frente de onda se utilice, la distancia entre la disposición plana de celdas y la placa opaca, o la disposición de lentillas, puede variarse para ajustar la ganancia de medición de inclinación del detector de frente de onda y de esta manera mejora el rango dinámico del sistema. Otra medición del mejoram iento del rango dinámico se proporciona mediante elementos ópticos de enfoque. Los elementos ópticos de enfoque incluyen primero y segundo lentes mantenidos en posiciones fijas en la trayectoria del haz y el frente de onda . Una disposición de elementos ópticos está colocada entre los lentes en la trayectoria del haz y el frente de onda. Los elementos ópticos son ajustables para cambiar la longitud de trayectoria óptica entre los lentes. Si se desea una corrección óptica, las distorsiones son convertidas a una corrección óptica, la cual, es colocada en la trayectoria dei frente de onda, lo que ocasiona que el frente de onda aparezca aproximadamente como una onda plana. La corrección óptica puede ser en la forma de un lente o una cantidad de material de la córnea removido del ojo.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN Por lo tanto es un objeto de la presente invención proporcionar un sistema y método para filtrar los datos de frente de onda de la imagen de detector desde un ojo irradiado. Es un objeto adicional proporcionar dicho sistema y método aplicables a imágenes Hartmann-Shack. Es otro objeto proporcionar dicho sistema y método para remover el ruido en los datos de imagen . Es un objeto adicional proporcionar el sistema y método para remover puntos pequeños en la imagen . Es un objeto adicional proporcionar dicho sistema y método para filtrar el ruido de fondo uniforme. Es otro objeto proporcionar dicho sistema y método útiles en el análisis de ojos con elevada aberración. Estos y otros objetos se logran mediante la presente invención para mejorar una calidad de datos de imagen de detector a partir de un frente de onda que emana desde un ojo. Los datos de imagen comprenden una disposición de píxel de intensidades. El método comprende las etapas de poblar una disposición de filtro con un coeficiente en cada posición de la disposición y aplicar la disposición de filtro a cada posición en la disposición de píxel. El sistema comprende un procesador y un paquete de software adaptado para ejecutar las etapas del método anterior.

Las características que presenta la invención , tanto para la organización como para el método de operación , junto con los objetos y ventajas adicionales del mismo, se comprenderán mejor a partir de la siguiente descripción detallada utilizada en conjunción con el dibujo que le acompaña . Se comprende en forma expresa que el dibujo es para fines de ilustración y descripción y no pretende ser una definición de los lím ites de la invención . Estos y otros objetos alcanzados y ventajas ofrecidas por la presente invención se volverán evidentes conforme se lea la descripción siguiente en conjunción con el dibujo que le acompaña .

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIB UJOS La figura 1 es una vista esquemática simplificada del sistema para determinar las abe rraciones oculares de acuerdo con la presente invención . La figura 2 es un esquema de una modalidad de un analizador de frente de onda Hartmann-Shack utilizado en la presente invención . La figura 3 es una vista en perspectiva de una porción de la placa de formación de imagen de abertura muy pequeña y la disposición plana de las celdas sensibles a la luz que comprenden el detector de frente de onda a partir de la modalidad de la fig ura 2, donde la deflexión de una pieza de frente de onda asociada con un ojo con aberración se muestra en comparación con una pieza de frente de onda asociada con una calibración de un frente de onda plano. La figura 4 es una vista en planta de un área designada sobre la disposición plana de las celdas sensibles a la luz asociadas con un orificio correspondiente. La figura 5 es un esquema de otra modalidad de un analizador de frente de onda utilizado en la presente invención. La figura 6 ilustra una imagen CCD que incluye centroides. La figura 7 es una imagen alargada de un centroide. La figura 8 ilustra un filtro espacial operable en una modalidad de la presente invención. La figura 9 ilustra una imagen CCD con ruido antes del filtrado para proporcionar una imagen como se ilustra con referencia a la figura 6. La figura 10 es una imagen de frente de onda Hartmann-Shack ilustrativa después de aplicar un filtro espacial . La figura 1 1 es una muestra bi-dimensional de datos no filtrados. La figura 12 ilustra la salida de aplicación del filtro espacial a los datos de la figura 1 1. La figura 13 es un diagrama de flujo de la aplicación del filtro espacial a los datos de imagen.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LAS MODALIDADES PREFERIDAS Se presentará ahora una descripción de las modalidades preferidas de la invención con referencia a las figuras 1 -13. A manera de ejemplo ilustrativo, la presente invención se describirá con respecto al diagnóstico y corrección de un ojo humano. Sin embargo, se comprenderá que las enseñanzas de la presente invención son aplicables a cualquier sistema óptico que tenga un enfoque de imagen real, o puede ser adaptado para reflejar en forma difusa un punto enfocado de radiación desde una porción posterior del sistema óptico a través del sistema óptico como un frente de onda de radiación. Por tanto, la presente invención puede utilizarse co n ojos h u m a n os o de a n ima les d e pacie ntes q ue pueden estar vivos o muertos, o cualquier sistema óptico elaborado por el homb re . La corrección del ojo humano puede utilizarse en conjunción con o basarse en la información de diagnóstico proporcionada por modalidades de la presente invención, incluyendo el uso de rayos láser que foto-seccionan el tejido de la córnea a través del uso de rayos láser de haz amplio tales como aquellos bien conocidos en la técnica. Un método de uso del análisis de frente de onda para determinar una corrección óptica apropiada se ha descrito en la solicitud previamente referida de número de serie 09/566,668. Como se describe en la misma con referencia a un ojo ideal el ojo emétrope ideal o perfecto refleja un haz luminoso que impacta desde la parte posterior de su retina (es decir, la fovea centralis) a través de los elementos ópticos del ojo, los cuales incluyen un cristalino y la córnea. Para dicho ojo ideal en un estado relajado, es decir, que no se acomoda para proporcionar un enfoque de campo cercano, la luz reflejada sale del ojo como una secuencia de ondas planas. Sin embargo, un ojo común normalmente tiene aberraciones que ocasionan la deformación o distorsión de una onda reflejada que sale del ojo, donde el ojo con aberración refleja de manera difusa un haz luminoso que impacta desde la parte posterior de su retina. Para el ojo con aberración, la luz reflejada sale del ojo como una secuencia de frentes de onda distorsionados descritos matemáticamente como W(x, y). Un método de medición de las distorsiones en el frente de onda es mediante la determinación de una separación espacial ?z entre un plano de referencia (a manera de ejemplo, un plano análogo al frente de onda ideal) a una distancia conocida Z0 desde el ojo en cada punto (x, y) del frente de onda distorsionado conforme el borde anterior del frente de onda que atraviesa la distancia z0. esto se describe matemáticamente como: ?z (x, y) = zo - W(w, y) (1 ) .

Estas mediciones ?z definen las diferencias de trayectoria óptica debidas a las aberraciones en el ojo que se está probando, a manera de ejemplo. Una corrección apropiada consta de remove esas diferencias de trayectoria óptica. Dependiendo de la terapia correctiva deseada (ablación de tejido de la córnea, adición del lente sintético, a manera de ejemplo) , la cantidad de material removido o agregado en cada coordenada (x, y) puede calcularse directamente sí el índice refractivo del material en cuestión se conoce. Para muchos procedimientos, dicha implantación del lente intraocular o queratotomía radial, en un análisis de frente de onda puede ejecutarse en forma repetida durante un procedimiento a fin de proporcionar la información de retroaümeptación hasta el punto final apropiado del procedimiento. A fin de ejecutar el análisis de frente de onda, en la cantidad de separación espacial de las porciones componentes de un frente de onda con relación a las porciones componentes correspondientes del frente de onda plano o ideal se miden. Es el sistema y método de ia presente invención los que permiten que dicha separación se mida en forma objetiva y precisa incluso para ojos substancialmente aberrados, que incluyen aquellos que exhiben defectos severos tales como miopía o hipermetropía severas. Porción de evaluación o medición de la presente invención, la pupila del paciente debe en forma ideal estar dilatada hasta aproximadamente 6 mm o más, es decir, el tamaño típico de una pupila humana en bajas condiciones de luz. Cantidades menores de dilatación o sin dilatación en lo absoluto pueden evaluarse o medirse también. De esta manera, el ojo es evaluado en tanto que está utilizando la mayor área de la córnea de manera que cualquier corrección desarrollada a partir de dicha medición toma en cuenta el área de la córnea más grande utilizable del ojo del paciente. Una cantidad menor de la córnea se utiliza a la luz del día cuando la pupila es considerablemente menor, por ejemplo, del orden de 3 mm. La dilatación puede llevarse a cabo naturalmente mediante la implementación de la porción de medición de la presente invención en un ambiente de baja iluminación tal como un cuarto escasamente iluminado. La dilatación puede también ser inducida a través del uso de agentes farmacológicos. Haciendo referencia ahora a la figura 1 , un esquema simplificado de una modalidad ilustrativa del aparato 10 de la presente invención está ilustrado. El aparato 10 incluye un rayo láser 12 para generar la radiación óptica utilizada para producir un haz láser de diámetro pequeño 14. El láser 12 genera un haz de luz láser colimada (representado por líneas punteadas para el haz 14) de una longitud de onda y potencia que son seguras para el ojo. Para aplicaciones oftálmicas, las longitudes apropiadas incluirían ei espectro visible completo y el espectro cercano a infrarrojo. A manera de ejemplo, las longitudes de onda apropiadas pueden estar a la escala desde aproximadamente 400-1000 nm, incluyendo 550-, 650, y 850-nm de longitudes de onda útiles. En tanto que la operación en el espectro visible generalmente es la deseada, ya que estas son las condiciones en la que opera el ojo, el espectro cercano a infrarrojo puede ofrecer ventajas en ciertas aplicaciones. Por ejemplo, el ojo del paciente puede estar más relajado si el paciente no conoce la medición que está teniendo lugar. Sin importar la longitud de onda de la radiación óptica, la potencia debe restringirse en las aplicaciones oftálmicas hasta niveles seguros para el ojo. Para la radiación láser, los niveles de exposición seguros para el ojo apropiados pueden encontrarse en U .S Federal Performance Standard for Láser Products. Si el análisis que se va a ejecutar sobre un sistema óptico diferente del ojo, el rango de longitud de onda de examinación lógicamente debe incorporar el rango de rendimiento pretendido del sistema. Para seleccionar un núcleo colimado de diámetro menor del haz de luz láser 14, un diafragma de iris 16 se utiliza para bloquear todo el haz de luz láser 14 excepto para el haz láser 18 de un tamaño deseado para el uso. En términos de la presente invención, el haz láser 18 tendrá un diámetro en el rango de aproximadamente 0.5-4.5 mm, con 1-3 mm que son comunes, a manera de ejemplo. Un ojo extremadamente aberrado utiliza un haz de menor diámetro, en tanto que un ojo con solo aberraciones ligeras puede ser evaluado con un haz de mayor diámetro. Dependiendo de la divergencia de salida del haz láser 12, un lente puede colocarse en la trayectoria del haz para optimizar el colimado del as. El haz láser 18, como se describe en la presente a manera de ejemplo, es un haz polarizado que se pasa a través de un divisor de haz sensible a la polarización 20 para enrrutado hacia un tren óptico de enfoque 22, el cual opera para enfocar el haz láser 18 a través de los elementos ópticos del ojo 120 (por ejemplo, la córnea 126, la pupila 125 y el cristalino 124) hacia la retina 122. Se comprende que el cristalino 124 puede no estar presente para un paciente que ha experimentado un procedimiento de cataratas. Sin embargo, esto no afecta la presente invención. En el ejemplo de la figura 1 , el tren óptico 22 forma imágenes del haz láser 18 como un pequeño punto de luz en o cerca de la fovea centralis del ojo 123, donde la visión del ojo es más aguda. Obsérvese que el pequeño punto de luz podría ser reflejado fuera de otra porción de la retina 122 a fin de determinar las aberraciones relacionadas con otro aspecto de la visión de la persona. Por ejemplo, si el punto de luz fue reflejado fuera del área de la retina 122 que circunda a la fovea centralis 123, las aberraciones relacionadas específicamente con la visión periférica serían evaluadas. En todos los casos, el punto de luz puede ser dimensionado para formar una imagen limitada de difracción cercana sobre la retina 122. por tanto, el punto de luz producido por el haz láser 18 en la fovea centralis 123 no excede de aproximadamente 100 µm de diámetro y, comúnmente, está en el orden de 10 µm. La reflexión difusa del haz láser 18 desde atrás de la retina 122 se representa en la figura 1 mediante líneas sólidas 24 indicativas de la radiación que pasa a través del ojo 120. El frente de onda distorsionado 24 ímpacta sobre y es pasado a través del tren óptico 22 y sobre el separador de haz sensible a la polarización 20. El frente de onda 24 es despolarizado con relación al haz láser 18 debido a la reflexión y refracción conforme el frente de onda 24 surge desde la retina 122. En consecuencia, el frente de onda 24 es 5 girado en el separador de haz sensible a la polarización 20 y dirigido hacia un analizador de frente de onda 26 tal como un analizador de frente de onda Hartmann-Shack (HS). En general, el analizador de frente de onda 26 mide las inclinaciones de frente de onda 24, es decir, las derivadas parciales con respecto a x e y, en un número de átk 10 coordenadas transversales (x,y). La información derivada parcial es utilizada después para reconstruir o aproximar el frente de onda original con una expresión matemática tal como una serie ponderada de polinomios Zemike. Los estados de polarización para el haz láser incidente 18 y el 15 separador de haz 20 reducen al m ínimo la cantidad de radiación láser difusa que alcanza la porción de detector del analizador de frente de onda 26. En algunas situaciones, la radiación difusa puede ser suficientemente pequeña cuando se compara a la radiación que regresa desde el objetivo deseado (por ejemplo, la retina 122) de 20 manera que las especificaciones de polarización son innecesarias. El sistema 10 es capaz de adaptarse a una amplia gama de defectos de la visión y como tal logra un nuevo nivel de rango dinámico en términos de medición de aberraciones oculares. La mejora del rango dinámico se logra con el tren óptico 22 y / o una 25 porción de detector de frente de onda del analizador de frente de onda 26. El tren óptico 22 incluye un primer lente 220, un espejo plano 221 , un espejo Porro 222 y un segundo lente 224 todos los cuales se ubican a lo largo de la trayectoria del haz láser 18 y el frente de onda 24. Como una modalidad preferida, en lugar del espejo Porro 222 , una serie de sistemas ópticos de relé estático para amplificar y transferir el frente de onda aberrado que entra desde el ojo hacia el detector de frente de onda. El primer lente 220 y el segundo lente 224 son lentes idénticos que se mantienen en posiciones fijas. El espejo Porro 222 es capaz de movimiento lineal como se indica mediante la flecha 223 para cambiar la longitud de trayectoria óptica entre los lentes 220 y 224. Sin embargo, se comprende que la presente invención no está limitada a la disposición particular del espejo plano 221 y el espejo Porro 222 y que otras disposiciones ópticas, como se describirán en la presente a manera de ejemplo, se utilizarán sin apartarse de las enseñanzas y beneficios de la presente invención. Una "posición cero" del espejo Porro 222 está identificada mediante el reemplazo del ojo 120 con una fuente de calibración del luz colimada para proporcionar un frente de onda de referencia tal como una onda plana perfecta. Dicha fuente puede lograrse mediante un haz láser expandido mediante un telescopio de haz para el diámetro que cubrirá el plano de formación de imagen del analizador de frente de onda 26 y el ajuste del espejo Porro 222 hasta que el analizador 26 detecta la luz que está siendo colimada. Obsérvese que los cambios en la longitud de trayectoria óptica llevada a través del espejo Porro 222 pueden calibrarse en dioptrías para proporcionar una corrección dióptrica esférica aproximada . El rango dinámico del aparato 10 está mejorado adicionalmente proporcionando una disposición de detector de frente de onda mejorada 28 como se ¡lustra con referencia a las figuras 2 y 3. El analizador de frente de onda 26 incluye una placa de formación de imagen opaca 32 que tiene una disposición de orificios 34 que pasan a través de la misma, una disposición plana 36 de las celdas sensibles a la luz tales como las celdas del dispositivo-acoplado-de carga (CCD) 38, y un procesador 40 operable con la disposición plana 36 de las celdas CCD 38. la placa 32 se mantiene paralela a y separada desde la disposición plana 36 mediante una distancia de separación F. La distancia de separación F puede variarse para ajustar la ganancia de señal . Para lograr esto, la disposición plana 36 está acoplada con un aparato de colocación 42, por ejemplo, un pocisionador lineal motorizado convencional que tiene una capacidad de movimiento preciso que ajusta la posición de la disposición plana 36 con relación a la placa 32 para cambiar la distancia de separación F como se indica mediante la flecha 43. Con respecto a la disposición de orificio 34, cada uno de los orificios 34 es de igual tamaño y forma, con un círculo que se debe típicamente a su facilidad de manufactura. Como se describe en la presente a manera de ejemplo, una geometría de disposición cuadrada se utiliza para la colocación de orificios 34, aunque otras geometrías de disposición pueden utilizarse sin apartarse de las enseñanzas de la presente invención. Como se ilustra con referencia a la figura 3, cuando el frente de onda 24 impacta sobre la placa 32 , una porción del frente de onda 24, indicada por la flecha 25, pasa a través del orificio 34 para iluminar la disposición plana 36. Para el primer orden, la imagen resultante formada mediante cada porción de frente de onda 25 es una sombra positiva del orificio respectivo 24. Sin embargo, la difracción se presenta como está determinada por el diámetro D de cada orificio 34, la longitud de onda ? de la fuente luminosa (por ejemplo el frente de onda 24) y la distancia de separación F entre la placa 32 y la disposición plana 36. El valor de F se varia mediante el aparato de colocación 42 para ajustar la ganancia en base a un paciente particular. Obsérvese que el rendimiento de la placa 32 con los orificios 34 puede también lograrse utilizando una placa o película sólida hecha a partir de un material sensible a la luz tal como una película fotolitográfica. En dicho caso, la disposición de orificios 34 sería reemplazada por una disposición de aberturas transmisivas a la luz formadas a través de las cuales pasa la luz cuando impacta sobre las mismas. El resto de dicha placa o película sería impermeable a la luz. Dicha modalidad permite que las aberturas transmisivas a la luz se hagan fácilmente para adaptarse a cualquier forma deseada. Sin importar como se genera cada porción de frente de onda 25, el sistema 10 mide la cantidad de deflexión angular de cada porción de frente de onda 25 con relación a una porción de frente de onda 1 12 que resulta a partir de un frente de onda de calibración tal como el frente de onda plan o previamente descrito. El frente de onda de calibración o plano de la luz resulta en la porción de frente de onda 1 12 que impacta en una normal o perpendicular a la placa 32 e ilumina un punto geométrico 1 14 sobre la disposición plana 36. En contraste, continuando con el frente de onda 24 que representa un frente de onda distorsionado como se describió antes, la porción de frente de onda 25 exhibirá una cantidad de deflexión angular con relación a ia porción de frente de onda de calibración 1 12. la deflexión angular provoca que la porción de frente de onda 25 ilumine un punto geométrico 27 sobre la disposición plana que está desfasada del punto 1 14. En términos de la presente invención , la cantidad de desfasamiento se mide con relación acentroides 1 16 y 29 de los puntos 1 14 y 27, respectivamente. En las dos dimensiones de la disposición plana 36 , el centroide 29 es flexionado típicamente en las direcciones x e y de la disposición 36. Por tanto, la deflexión es angular en cada una de las d irecciones x e y está dada por ?x/F y ?yF, respectivamente. Con referencia nuevamente a la figura 1 , los lentes 220 y 224 en una modalidad son idénticos como se mencionó antes. Sin embargo, en ciertas aplicaciones puede ser deseable amplificar o reducir al mínimo el frente de onda en el detector de frente de onda. Esto puede lograrse utilizando los lentes 220 y 224 de diferentes longitudes focales y ajustando las dimensiones del aparato 10 en consecuencia. Para la evaluación oftálmica, el plano de objeto del aparato debe idealmente ser tangencial a la superficie de la córnea, lo cual puede lograrse a través de una variedad de formas. Por tanto, cada punto en el plano de objeto del tren óptico 22 corresponde muy estrechamente al mismo punto sobre la córnea 126. Sin embargo, ya que la córnea 126 es curvada, habrá un ligero desplazamiento lateral. La placa 32 descrita previamente con referencia a la figura 3 del analizador de frente de onda 26, o un plano de formación de imagen de cualquier porción del detector de frente de onda, está colocado en el plano focal del lente 220. de esta manera, el plano de objeto está formado en imagen siempre sobre la placa 32 en correspondencia directa con la imagen de frente de onda que surge desde la córnea 126. Esto resulta verídico sin importar la longitud de trayectoria óptica entre los lentes 220 y 224. existen varias ventajas para esta estructura, una de las cuales es que existen muy buenas disposiciones planas de celdas sensibles a la luz que están comercialmente disponibles para formar imágenes en un área que corresponde a la región circular central de 6 mm de la córnea. La placa 32 (o el plano de formación de imagen de cualquier porción de detector de frente de onda de un analizador de frente de onda) separa el frente de onda 24 en piezas de frente de onda que pueden ser medidos cada uno de manera independiente en términos de la dirección de propagación en la disposición plana 36. Ya que en una modalidad descrita en la presente a manera de ejemplo, el tren óptico 22 no amplifica ni reduce la imagen en el plano de objeto, un punto en el plano de objeto corresponde al mismo punto en el plano de imagen del tren óptico. Con el espejo Porro 222 fijado en su posición cero, la dirección de cada porción del frente de onda 24 que se desplaza hacia el plano de objeto se reproduce exactamente en el plano de imagen del analizador de frente de onda 26. A manera de ejemplo, si una porción del frente de onda en una ubicación del plano de objeto se desplazó en alejamiento del eje óptico en un ángulo de 20° con respecto al eje óptico que es perpendicular al plano de objeto, la porción de frente de onda en la misma ubicación en el plano de imagen se desplazará también en alejamiento del eje óptico en un ángulo de 20°. Obsérvese que una persona que es miope producirá un frente de onda de manera que las porciones de frente de onda / piezas aisladas por la placa 32 convergerán hacia el centro de fa disposición plana 36. Una persona hipermétrope producirá un frente de onda de manera que las piezas de frente de onda aisladas por la placa 32 divergen . Por tanto, una persona con un error de visión significativo es difícil de evaluar debido a que las porciones de frente de onda pueden traslaparse (miopía) en la disposición plana 36 o esparcirse (hiperopía) fuera de la disposición plana. En la presente invención, se describen a manera de ejemplo cinco formas para compensar dichas aberraciones severas. La primera forma es utilizar un detector de frente de onda con celdas sensibles a la luz suficientemente pequeñas 38 y orificios suficientemente grandes 34 (o cualquier otra abertura transmisiva).

De esta manera, la medición de cada pieza de frente de onda puede ejecutarse hasta una precisión aceptable utilizando un valor pequeño para F. Una segunda manera es mover la disposición plana 36 a lo largo del eje óptico para cambiar la distancia de separación F hacia la placa 32. para una persona con una aberración severa, la disposición plana 36 está colocada cerca de la placa 32 para mantener las porciones de frente de onda proyectadas bien separadas y sobre la disposición plana. Para una aberración moderada, la disposición plana 36 se mueve para incrementar la distancia de separación F hacia la placa 32 para hacer una medición más precisa. La ventaja de mover la disposición plana 36 para cambiar la distancia de separación F hacia la placa 32 es que el análisis de frente de onda se logra fácilmente para cualquier posición . Incluso otra forma de compensar las aberraciones severas utilizando la presente invención es cambiar la longitud de trayectoria óptica entre los lentes 220 y 224. Moviendo el espejo Porro 222 no se afectará donde impacta el frente de onda a la placa 32, sino que cambiará las deflexiones angulares en las que las porciones de frente de onda proyectadas pasan a través de la placa 32, es decir ?x/F y ?y/F. La disminución de la longitud de trayectoria óptica entre los lentes 220 y 224 tenderá a mover las porciones de frente de onda hacia el centro de la disposición plana 36 compensando de esta manera la hiperopía. El incremento de la longitud de trayectoria óptica entre los lentes 220 y 224 tenderá a dispersar las porciones de frente de onda hacia los bordes de la disposición plana 36, compensando de esta manera la miopía. El grado el cual la deflexión angular asociada con cada pieza de frente de onda es alterada es una función lineal de su distancia fuera del eje óptico y el movimiento del espejo Porro 222 desde su posición cero. Una cuarta forma de compensar las aberraciones severas es insertar uno o más lentes de prueba del aumento esfero cilindrico especificado en la ubicación del plano focal intermedio. Es posible para reducir o eliminar las aberraciones de orden inferior del frente de onda de manera que el desplazamiento de puntos en las celdas CCD 38 se reduce al mínimo y puede proceder una evaluación precisa. El efecto de la adición del lente especificada se incluye entonces en la reconstrucción del frente de onda final. Una quinta forma es incrementar la amplificación del frente de onda en el detector de frente de onda con relación a aquel que hay en el ojo. Esto se logra mediante una selección apropiada de lentes en el diseño óptico de relé. La amplificación reducirá la inclinación del frente de onda de manera uniforme, reduciendo por tanto el desplazamiento de cada punto en el CCD. A manera de ejemplo, para determinar en forma precisa el centroide 29 del punto 27 de la luz que impacta sobre la disposición plana 36, una estructura fina de celdas 38 con relación a un tamaño de punto se proporciona. Cada punto cubre una pluralidad de celdas 38. un método utilizado para determinar el centriode 29 de cada punta 27 en forma no ambigua con respecto a un punto ocasionado por otros de los orificios 34, asigna un número único de celdas 38 en cada orificio 34. Las "áreas asignadas" están designadas, como se ilustra con referencia a la figura 4, a manera de ejemplo, con las líneas de rejilla gruesas 39. Se comprenderá que las líneas de rejilla 39 no son límites físicos reales entre las celdas 38 sino que muestran simplemente para ilustrar las áreas designadas únicas que contienen una pluralidad de las celdas 38. Se anticipa que otras estrategias de centroides se utilizarán que no necesitan dicha partición de la disposición 36 dadas las enseñanzas de la presente invención A manera de ejemplo, la presente invención podría practicarse también con un analizador de fuente de onda que reemplaza la fuente de onda 32 descrita con referencia a la figura 2, con una disposición bidimensional de lentillas esféricas idénticas 33, como se ilustra con referencia a la figura 5. En dicha modalidad, la disposición de lentilla 33 puede ser operable mediante el aparato de colocación 42 de manera que la distancia de separación F es independiente de la longitud focal f que define el plano focal de la disposición de lentilla 33, la cual está representada por la línea punteada 35. Cada porción de frente de onda 37 pasada a través de una sub-abertura de ia disposición de lentilla 33 se reduce en tamaño (por ejemplo, diámetro), aunque no es llevada necesariamente hasta un enfoque mínimo en la disposición plana 36 como sería si la distancia de separación F fuera igual a la longitud focal f. En la operación de esta configuración de modalidad, la disposición de lentilla 33 está colocada para concentrar la luz en cada porción de frente de onda de un área para proporcionar la intensidad suficiente sobre la disposición plana 36, aunque ilumina todavía una pluralidad sustancial de celdas 38 para una mayor precisión en la determinación de la deflexión de los centroides 29. Sin importar la estructura del detector de frente de onda, el procesador 40 calcula cada centroide bi-dimensional 29 de cada punto 27 generado por el frente de onda 24. la cantidad del desplazamiento de centroide bi-dimensional con relación al centroide del punto de calibración para cada área designada asociada con un orificio correspondiente 34 (o sub-aberturas de una disposición de lentilla 33) se divide entre la distancia de separación F para generar una matriz de inclinaciones locales del frente de onda, es decir, DW(x,y)/Jx y DW(x,y)/ y en las coordenadas (x,y) de los centros de los orificios 34. para simplificar la discusión, estas estarán indicadas por P(x, y) = dW(x,y)/c x y Q(x,y)=2W(x,y)/dy, respectivamente. Existen numerosos métodos para usar los datos derivados parciales a fin de calcular los frentes de onda distorsionados 130 y 24. A manera de ejemplo, el enfoque del polinomio Zernike se describirá en la presente. Sin embargo, se comprende que otros enfoques matemáticos pueden utilizarse en la aproximación del frente de onda distorsionado. Alguien con experiencia en la técnica comprenderá que otros enfoques matemáticos pueden utilizarse para aproximar el frente de onda distorsionado. A manera de ejemplo, dichas aproximaciones pueden incluir el uso de la serie Fourier y la serie Taylor.

W(x,y) = ?CjZ¡(x, y) (2) . ?=o En resumen, el frente de onda W(x,y) es expresado como una suma ponderada de los polinomios individuales, donde C¡ son los coeficientes de ponderación , y Z¡(x, y) son los polinomios Zernike hasta cierto orden. El límite superior n de la suma es una función del número de polinomios Zernike, es decir el orden superior, utilizado para aproximar el frente de onda real. Si m es el orden superior utilizado, entonces N = (m+1 )(m+2)/2 (3).

La derivación de los polinomios Zernike hasta un orden arbitrario n se describen en numerosos textos ópticos. Un método posible para determinar el centroide 29, 1 16 de un punto 27, 1 14, respectivamente, como se describió antes con referencia a las figuras 3 y 4, y el cálculo de los coeficientes de ponderación Zernike se explican a continuación. Las directivas de las normales de unidad en el centro de cada orificio 34 se basan en los centroides de los puntos sobre las celdas 38. Ya que cada punto iluminará una pluralidad de celdas de intensidad variable, puede utilizarse un cálculo de centroide ponderado de amplitud estándar para encontrar el centro de cada punto. A fin de delinear claramente cada centroide desde a partir del ruido de fondo, a manera de ejemplo, que resulta a partir de la luz parásita que alcanza la superficie CCD entre los puntos válidos, las técnicas matemáticas estándar tales como el filtro espacial acoplado pueden aplicarse a los datos CCD antes de la identificación del centroide. Un método alternativo se describe en la presente para identificar puntos individuales y correlacionar su geometría. El aparato está configurado de manera que el eje óptico está alineado con el centro de una abertura particular en la cara de entrada del detector de frente de onda. Esta abertura está ubicada en o cerca del centro de la cara de entrada. Si el haz de sonda que entra al ojo también está alineado al eje óptico del sistema, entonces, debido a la naturaleza reversible de los rayos luminosos, un punto luminoso se observará siempre directamente detrás de la abertura alineada. Es decir, un punto se observará siempre en el detector CCD en esta ubicación , sin importar las aberraciones de frente de onda y corresponderá siempre a la abertura sobreyacente. Los puntos inmediatamente adyacentes serán desplazados en forma mínima desde sus ubicaciones de "inclinación cero". Ya que se mueve más allá del punto de referencia central, ocurrirán los desplazamientos de punto generalmente mayores. Utilizando este conocimiento, es un proceso relativamente directo la identificación de todos los puntos en el patrón CCD y el establecimiento de sus relaciones geométricas. El desplazamiento del centroide desde aquel de un haz luminoso perfectamente colimado, que corresponde a la visión ideal y emétrope, se calcula y utiliza entonces para determinar la inclinación de frente de onda en cada ubicación de muestra . La ubicación de los centroides para un haz luminoso colimado puede ser medido directamente en una etapa de calibración antes del examen del paciente o tomarse a partir de un patrón de referencia calculado en base a la construcción del detector de frente de onda. Las exposiciones múltiples pueden utilizarse para verificar la alineación de ojo incorrecta o el movimiento del ojo durante las exposiciones individuales. Si el movimiento del ojo durante las exposiciones no pueden realizarse en forma exitosa adquiriendo múltiples exposiciones, entonces el aparato 10 puede aumentarse mediante la adición de un seguidor de ojo 25, ilustrado con referencia nuevamente a la figura 1. Una colocación posible del seguidor de ojo 25 se ilustra en la presente. Sin embargo, se comprende que el seguidor de ojo 25 podría colocarse en cualquier parte dentro del aparato 10. Dicho seguidor de ojo se describe en la patente de los Estados Unidos de Norteamérica No. 5,980,513, de posesión común con la presente invención. De esta manera, el análisis de frente de onda se ejecuta incluso durante una cantidad limitada de movimiento del ojo. Una exposición de calibración de una vez puede utilizarse también para determinar las sensibilidades relativas de las celdas individuales. Esto se hace en la luz colimada uniforme con la placa 32 removida. Las respuestas de las celdas individuales también son registradas. Para cada abertura transmisiva a ia luz (por ejemplo, orificio 34), el centroide en el caso colimado sirve como un origen dedicado para el orificio particular. El desplazamiento a partir del "origen" para cada orificio hacia el centroide ocasionado por el frente de onda 24 (como se observa en este sistema de coordenadas) está determinado por la dirección de la superficie de onda que corresponde a ese orificio. Si ?x(m, n) es el componente x del centroide (m,n) y F es la separación de placa, entonces el valor P para el centroide (m, n) es: P(m,n) = 3x(m,n)/3z = ?x(m,n)/F (4).

La expresión correspondiente para Q es: Q(m, n) = 5y(m, n)/?z = ?y(m, n)/F (5).

Por tanto, cada P(m,n) y Q(m, n) representa las derivadas parciales de W(x,y) con respecto a x e y para las coordenadas (x,y) de cada orificio 34. Para una aproximación Zernike de orden m del frente de onda original, los Ps y Qs determinados experimentalmente se utilizan entonces en las siguientes ecuaciones para calcular los coeficientes de ponderación C¡ apropiados como sigue: P(m, n) = aw(x,y) = ? C, 8Z,(x.v) (6) 3x i=0 dx Q(m, n) = aW(x,v) = ? C, azJx. y) (7) dx ax Mediante la utilización de una aproximación de mínimos cuadrados (m,n)/dz para reducir al mínimo el error entre las inclinaciones de frente de onda actual sobre el lado izquierdo en las ecuaciones anteriores y las aproximaciones Zernike en el lado derecho, pueden obtenerse valores óptimos para los coeficientes de ponderación. En un enfoque posible para calcular un centroide (xcyc), cada orificio 34 está signado a su área dedicada de la disposición 36 o (¡m.n±?i, jm>n±?j). Este cuadrado de muchas celdas sensibles a la luz es suficientemente grande para que las imágenes de orificio cercano nunca invadan y toda la iluminación desde este orificio esté contenida. El cuadrado contiene celdas 4?i*?j. Si la disposición 36 está designada Cfci = (xe(i,j),yci(i,j)9Ikl1=0,...12?il 2?j, y la separación sobre los centros es ?x=?y=d, las respuestas de celda medidas son V(k,1) y las responsabilidades relativas son R(kJ), entonces el componente x es xc- una función de i, j se representa mediante Xe(i,j)=[Sk.?V(k,1)*R(k,1)*d*k] / [Sk,?V(k,1)*R(k,1)] (8). y el componente y yc-, como una función de i,j se representa mediante yc(i )=í?k,?V(k,1)*R(k,1)*d*l] / [?k.,V(k,1)*R(k,1)] (9)- Entonces, si (xco(U), yco(i.j) es el "centroide de origen" para el orificio (i.j), es decir, se hace en la luz colimada perpendicular y (Xc (iJ)- ycw(U)) es el centroide correspondiente encontrado para el frente de onda que se va a medir, entonces el desplazamiento de centroide relativo (xCr(¡ ). ycr ' )) se encuentra como Xcr(¡ ,j) = Xcw(Í ,j )-Xc?(U) (10) .

Los valores P(i,j) y Q(i,j) se determinan a partir de Q (U) = Ver(Í ,j)/F (13).

Las derivadas parciales de superficie P(í,j) y Q(i,j) para la disposición de los centros de orificio de la placa 32 se usan a continuación para calcular los coeficientes de ponderación de polinomio Zernike apropiados para describir el frente de onda original W(x,y). Esto se explicará a manera de ilustración para una disposición cuadrada de 7 x 7 de orificios 34. Sin embargo, se comprende que otros tamaños y formas de disposiciones de orificio podrían utilizarse.

Primero, se forma una matriz de 1 x 98 (es decir, vector de columna) PQ(k) como PQ(k) = P(7i+j),j = 0...6, i=0...6, k=0...48 ( 14).

PQ(k) = Q(7i+j) ,j=0...6, i=0...6, k=49.. .98 ( 15) . con j que se repite para cada i, es decir, PQ(18) = P(2, 5). La matriz PQ se multiplica desde la izquierda con una matriz de transición TM para obtener una matriz C como sigue C=TM*PQ (16) .

Donde TM es una matriz de 98 de ancho por 14 de alto y C es una matriz de 1 de ancho por 14 de alto o vector de columna. C es la matriz Cki k= 1 , ... , 14 de manera que, hasta un error de cuadrados mínimos, W(x, y) = ?kCk*Zk(x,y) (17). y TM se calculó para una abertura determinada , por ejemplo una abertura de pupila de 6 mm. Las funciones Zk(x,y) en la ecuación 16 son los polinomios Zernike. No hay una convención estándar para su secuencia. Por tanto, para consistencia, es importante que la misma secuencia se utilice para producir el conjunto Ck que fue seleccionado para derivar la matriz TM . Estas ocurren en grupos del mismo orden, el cual es el mayor exponente en el grupo, con el número total de miembros en un orden que incrementa con el orden . Por ejemplo, en un análisis de cuarto orden, los ordenes de hasta e incluyendo cuatro son utilizados (menos Z0 el miembro individual en el orden 0 que es constante 1 , que describe la posición de referencia del grupo en la dirección z). Ya que el frente de onda 24 se mueve a lo largo de z, (a la velocidad de la luz), este "término pistón" describe solamente un desfasamiento arbitrario en Z, y este término puede ignorarse. Los primeros 5 ordenes (0, 1 , , 4) contienen 15 funciones incluyendo el término pistón . Por tanto, en el ejemplo ilustrado, 14 valores de Ck se calcularon como coeficientes de 14 polinomios Zernike. Los detalles adicionales de dichos cálculos pueden referirse en la solicitud incorporada de número de serie 09/566,668. Una vez que se ha hecho una medición válida de un ojo, la siguiente etapa es medir las inclinaciones locales del frente de onda 130, como se describió previamente. Como se mencionó con referencia a las figuras 3-5, es necesario que el software calcule los centroides 116 de los grupos de luz sobre la disposición CCD 38 y después determine la distancias de PQ(k)=P(7i+j) j=0...6, i = 0...6, k=0...48. (14) .

Cada uno de esos centroides 116 a partir de los centroides de referencia correspondientes 29. Los centroides están determinados mediante el cálculo inicial de que píxeles deben procesarse y agruparlos en grupos. El centroide ponderado en intensidad de cada grupo es calculado después. Como se ilustra con referencia a la figura 6, un ejemplo de una imagen de un ojo miope con los centroides calculados 482 del grupo 484 marcados por "X"s está mostrado. La figura 7 ilustra un acercamiento de uno de los grupos 484 y exhibe no solamente el centroide 482 sino también los píxeles 486 utilizados en el cálculo centroidal para el grupo 484. Los píxeles CCD 488 procesados en el algoritmo centroidal se marcan mediante puntos. Este algoritmo, a manera d ejemplo, aisla los centroides mediante el uso de un filtro espacial que remueve las señales de luz difusas que crean ruido para la imagen CCD. Dicho filtrado puede ser deseable antes del cálculo de las posiciones de grupo de luz. Sin el filtrado, el cálculo de los centroides de grupo puede hacerse difícil como un resultado de uno o más problemas potenciales: el ruido sobre la imagen de manera que los pixeles individuales sin contenido de datos reales pueden ser más brillantes que los pixeles que contienen datos relevantes; puntos pequeños en la imagen pueden resultar en grupos de datos válidos que tienen perfiles irregulares con variación significativa en intensidad de los pixeles adyacentes; claridad óptica o ruido de fondo que pueden ser elevados con relación a los datos reales o pueden ser no uniformes a través de la imagen; intensidad de datos válidos que pueden no ser uniformes a través de la imagen; dispersión de diferentes partes del ojo que pueden resultar en señales parásitas sobre la imagen; y altos niveles de aberraciones en el ojo que pueden distorsionar significativamente los grupos de datos válidos, a manera de ejemplo. La creación y aplicación de un filtro espacial de la presente invención se muestra en forma de diagrama de flujo en la figura 13. El filtro espacial permite un nuevo cálculo del brillo de cada píxel en un mapa de bitios utilizando una técnica de promedio ponderado que considera los píxeles circundantes. En una aplicación particular descrita en la presente para ilustración y a manera de ejemplo, el filtro espacial está designado para: producir un valor máximo cuando se centra sobre datos válidos; reducir un efecto de píxeles de brillo individuales o pequeños grupos de los mismos; normalizar los niveles de fondo; uniformar los perfiles de datos válidos; y simplificar la tarea de extracción de los datos válidos desde el ruido de fondo o la claridad óptica. El filtro espacial está presentado en un paquete de software 261 residente en un procesador 262, el cual a su vez es parte del analizador de frente de onda 26 (figura 1 ). Otro paquete de software 263 residente en el procesador 262 determina las aberraciones en el ojo en base a los datos de imagen filtrados, como se describe en la solicitud de número de serie 09/566,668. Un filtro empleado en una modalidad de la presente invención es cuadrado (n x n) e incluye valores reales (positivo y negativo) asignados a cada píxel . El filtro está diseñado para ser acoplado en forma óptima a imágenes obtenidas desde ojos con elevados niveles , aunque medibles, de aberración. A manera de ejemplo, una sección transversal a través del filtro se ilustra con referencia a la figura 8. Un efecto de aplicación de dicho filtro mejora una imagen 50 tal como se ilustra con referencia a la figura 9 para la imagen 50' ilustrada en la figura 10, a manera de ejemplo, una imagen más clara y una que es fácilmente procesada para identificación y cálculo de centroides de grupo. Mediante la aplicación del filtro, las imágenes que de otra manera serían consideradas con ruido o de calidad insuficiente para el proceso, pueden procesarse ahora y calcularse la información de frente de onda deseada. Para ilustrar el efecto de la aplicación de este filtro, se aplica una variante bidimensional a la imagen de la figura 11 para producir la salida de la figura 12. Un análisis de la figura 1 1 ilustrativa produce varios discernimientos: 1. Los datos válidos existen alrededor de las ubicaciones 26, 93, 161 y 175 y son de un perfil esperado (es decir, el mismo perfil que el filtro). 2. Impulsos parásitos de ruido de magnitud variable están presentes en 10, 17, 129, 134, 139, 144 y 181 . (Nota: aquellos entre 129 y 144 inclusive son más anchos y no son impulsos parásitos reales). 3. El nivel de fondo varia a través de la gráfica. Puede verse, por tanto, que no es posible definir un umbral individual que sería excedido por las intensidades de datos válidos y tampoco por el ruido y otros datos indeseables de manera tal como los niveles de fondo elevados en la parte media de la gráfica. El resultado de aplicar un filtro espacial bidimensional (es decir, uno similar al perfil mostrado en la figura 8) para esos datos se muestra en la figura 12. Obsérvese que con un filtro bidímensional los coeficientes en los bordes tienen menos efecto que con un filtro tridimensional, y así las magnitudes de los coeficientes necesitan incrementarse en consecuencia. En este caso particular, los valores negativos de los bordes necesitan ser más negativos. En la figura 12, los valores más elevados corresponden a las ubicaciones de datos válidos. El problema de variar los niveles de fondo ha sido eliminado y el uso de un umbral simple puede identificar únicamente las ubicaciones de datos válidos. El filtro tridimensional (con coeficientes en las ubicaciones n x n x e y) funciona de una manera muy similar para producir las intensidades mostradas en la figura 10 a partir d aquellas de la figura 9. El procedimiento mediante el cual el filtro espacial es aplicado se describe a continuación: 1. El filtro se crea poblando una disposición n x n con los coeficientes requeridos. Obsérvese que se utiliza una disposición cuadrada, aunque ios coeficientes son tales que es casi radialmente simétrica. 2. Las nuevas intensidades se calculan en todas las ubicaciones a partir de una combinación de los coeficientes de filtro y las intensidades originales utilizando el siguiente enfoque hiperactivo de ilustración: inicializa nuevas intensidades a 0. ...para todas las ubicaciones x (Ix) para procesar en imagen. para todas las ubicaciones y (ly) para procesar en imagen. para filtro x de desfase (Fx) a partir de -n/2 a +n/2. para filtro y desplazamiento (Fy) desde -n/2 a +n/2. ..... nueva dirección X = Ix + Fx. nueva dirección Y = ly + Fy. intensidad delta = coeficiente de filtro (Fx, Fy)* intensidad original. (nueva dirección X, nueva dirección Y) ....nueva intensidad (lx,ly)= nueva intensidad (lx, ly)+ intensidad delta fin. fin fin fin Obsérvese que la terminolog ía "para todas las ubicaciones x (lx) para procesar una imagen". No es posible aplicar el filtro espacial en la forma normal cuando el píxel de objetivo está más cerca que n/2 píxeles hacia un borde, ya que el algoritmo intentaría dirigir los datos no existentes. Existe un número de formas para resolver esto: 1. Colocar a cero o anular todos los datos dentro de esta región de borde. 2. permitir que el filtro opere todo el tiempo fuera del borde y para los datos más allá de la imagen asume que son de la misma intensidad que los datos más cercanos a esta ubicación en el borde de la imagen. 3. Extrapolar más allá de la imagen (linealmente o de otra forma) para calcular los datos de manera que el filtro puede utilizarse fuera del borde de la imagen . Entre más firmes son estos se nulifican los datos de borde. En resumen , mediante la aplicación de filtros de los tipos descritos aquí, las i mágenes que de otra manera serían consideradas demasiado ruidosas o de insuficiente calidad para procesarse pueden procesarse y calcularse la información de frente de onda requerida . En la descripción anterior, se han utilizado ciertos térm inos para brevedad , claridad y comprensión , aunque no son limitaciones en forma innecesaria que estén implicadas a partir de las mismas más allá de los requerimientos de la técnica anterior, debido a que dichas palabras se utilizan para propósitos de descripción en la presente y se pretende que se con sideren en forma amplia. Además , las modalidades del aparato ilustrado y descrito en la presente son a manera de ejem plo , y el alcance de la invención está limitado a los detalles exactos de ia construcción . Habiendo descrito la invención, construcción operación y uso de la modaiidad preferida de la misma, y los nuevos y útiles resultados ventajosos obtenidos por la presente, las construcciones novedosas y útiles , y los equivalentes mecánicos razonables de la misma obvios pa ra aquellos con experiencia en la técnica, se establecen en las reivindicaciones anexas.

Claims (21)

REIVI N DICACIONES

1 . Un método para mejorar la calidad de los datos de imagen de detector a partir de un frente de onda que emana desde un ojo, los datos que comprenden una disposición de píxel , de intensidades, el método que comprende las etapas de: poblar una disposición de filtro con un coeficiente en cada posición de la disposición ; y aplicar la disposición de filtro a cada posición en la disposición de píxel.

2. El método de conformidad con la reivindicación 1 , en donde la disposición de filtro comprende una disposición cuadrada de n x n .

3. El método de conformidad con la reivindicación 1 , q ue comprende además las etapas de : determinar una región de borde dentro de una distancia predeterminada desde un borde de la disposición de píxel ; y anular todos los datos dentro de la región de borde.

4. El método de conformidad con la reivindicación 1 , que comprende además las etapas de : determinar una región de borde dentro de una distancia predeterminada a partir de un borde de la disposición de píxel; determinar una región de extra-borde fuera de la disposición de píxel; poblar la región de extra-borde con datos substancialmente equivalentes a una ubicación más cercana dentro de la disposición de píxel; y extender la etapa de aplicación de filtro para incluir la región de extra-borde.

5. El método de conformidad con la reivindicación 1 , que comprende además las etapas de: determinar una región de extra-borde fuera de la disposición de píxel; extrapolar los datos en la región de extra-borde desde por lo menos dos píxeles más cercanos a cada píxel en la región de extra-borde; y extender la etapa de aplicación de filtro para incluir la región de extra-borde.

6. El método de conformidad con ia reivindicación 1 , en donde la disposición de filtro tiene una sección transversal bidimensional descrita generalmente por un valor real positivo superior en una posición central, una inclinación descendente sobre cualquier lado de la posición central que atraviesa un valor cero hacia el extremo en un valor real negativo superior adyacente a un borde, y una inclinación ascendente desde el valor negativo superior hasta un valor cero en el borde.

7. Un sistema para mejorar una calidad de datos de imagen de detector a partir de un frente de onda que emana desde un ojo, los datos que comprenden una disposición de píxel de intensidades , el método que comprende las etapas de: un procesador; y un analizador de frente de onda que comprende un paquete de software instalado sobre el procesador, el paquete de software que tiene: medios para poblar una disposición de filtro con un coeficiente en cada posición de la disposición; y medios para aplicar la disposición de filtro a cada posición en la disposición de píxel.

8. El sistema de conform idad con la reivindicación 7, en donde la disposición de filtro comprende una disposición cuadrada n x n .

9. El sistema de conformidad con la reivindicación 7, en donde el paq uete de software comprende además: medios para determinar una región de borde dentro de una distancia predeterminada desde un borde de la disposición de píxel ; y medios para anular todos los datos dentro de la región de borde.

10. El sistema de conformidad con fa reivindicación 7, en donde el paquete de software comprende además : medios para determinar una región de borde dentro de una distancia predeterminada desde un borde de la disposición de píxel ; medios para determinar una región de extra-borde fuera de la disposición de píxel; m n íiedios para poblar la región de extra-borde con datos sustancialmente equivalentes a una ubicación más cercana dentro de la disposición de píxel; y medios para extender la etapa de aplicación de filtro para incluir la región de extra-borde.

11. El sistema de conformidad con la reivindicación 7, en donde el paquete de software comprende además: medios para determinar una región de extra-borde fuera de la disposición de píxel; medios para extrapolar datos dentro de ia región de extra-borde desde por lo menos dos píxeles más cercanos a cada píxel en la región de extra-borde; y medios para extender la etapa de aplicación de filtro para incluir la región de extra-borde.

12. El sistema de conformidad con la reivindicación 7, en donde cada posición de la disposición de filtro tie e una sección bidimensional generalmente descrita por un va or real positivo superior a una posición central, una inclinación descendente en cada lado de la posición central que atraviesa un valor cero hasta un extremo en un valor real negativo superior adyacente a un borde, y una inclinación ascendente desde el valor negativo ¡superior hasta un valor de cero en el borde.

13. El sistema de conformidad con la reivindicación 7, en donde el analizador de frente de onda comprende un ana lízador de frente de onda Hartmann-Shack.

14. Un método para determinar aberraciones de un ojo que comprende ias etapas de: dirigir un haz óptico sobre una retina de un ojo; reflejar el haz óptico desde la retina; detectar un frente de onda en un haz óptico reflejado; registrar el frente de onda detectado como una disposición de píxel; aplicar un filtro espacial a la disposición de píxel para crear una imagen filtrada que tiene la calidad mejorada; y determinar aberraciones del ojo en base a los datos de imagen filtrados.

15. El método de conformidad con la reivindicación 14, que comprende además la etapa de poblar una disposición de filtro con un coeficiente en cada posición de la disposición para formar un filtro espacial.

16. El método de conformidad con la reivindicación 14, en donde la disposición de filtro tiene una sección transversal bidimensional generalmente descrita mediante un valor real positivo superior en una posición central, una inclinación descendente sobre cualquier lado de ia posición central que atraviesa un valor cero hasta el extremo en un valor real negativo superior adyacente a un borde, y una inclinación ascendente desde el valor negativo superior hasta un valor cero en el borde.

17. Un sistema para determinar aberraciones de un ojo que comprende: medios para dirigi r un haz óptico sobre una retina de un ojo; medios para detectar un frente de onda desde un haz óptico reflejado desde la retina ; medios para registrar el frente de onda detectado como una disposición de píxel; medios de software que se pueden instalar en un procesador para aplicar un filtro espacial a la disposición de píxel para crear una imagen filtrada que tiene calidad mejorada; y medios para determinar aberraciones del ojo en base a los datos de imagen filtrado.

18. El sistema de conformidad con la reivindicación 17, en donde los medios de software comprenden además medios para poblar una disposición de filtro con un coeficiente en cada posición de la disposición para formar el filtro espacial .

19. El sistema de conformidad con la reivindicación 17 , en donde los medios detectores comprenden una cámara .

20. El sistema de conformidad con la reivindicación 1 9, en donde la cámara comprende una cámara de dispositivo-acoplado-de carga .

21 . El sistema de conformidad con la reivindicación 20, en donde los medios de dirección comprenden un rayo láser seguro para el ojo.