MXPA06009379A - Funcion de dispersion puntual volumetrica para diagnosis y tratamiento del ojo. - Google Patents

Abstract

Se describen sistemas y metodos para analizar, diagnosticar y/o tratar el ojo del paciente utilizando formas modificadas de la funcion de difraccion puntual ("PSF") adaptada al sistema de vision. Factores que alternan la percepcion de aberraciones visuales pueden ser incluidas y/o funciones de difraccion puntual volumetrica pueden ser calculadas, frecuentemente utilizando calculos de funcion de difraccion puntual en todo un intervalo de distancias opticas para indicar mas completamente la variacion en percepcion visual de opticos a distancias diferentes. Una variedad de efectos visuales del sistema optico humano pueden ser simulados, analizados y moldeados, en los que se incluyen: fuentes de una sola contra multiples longitudes de onda, aberraciones cromaticas, resolucion retinal, respuesta visual dependiente de longitud de onda, efectos de Stiles-Crawford y/o no linealidad de respuesta retinal. La funcion de difraccion puntual percibida puede ofrecer configuracion objetiva de la percepcion visual del paciente, permitir que un medico de el tratamiento vea una aproximacion mas cercana de lo que el paciente ve, indica la escala y significado de aberraciones diferentes de onda y/o mostrar cuales aberraciones afectan la vision y cuales no.

Description

FUNCIÓN DE DISPERSIÓN PUNTUAL VOLUMÉTRICA PARA DIAGNOSIS Y TRATAMIENTO DEL OJO CAMPO DE LA INVENCIÓN La presente invención es concerniente en general con el análisis del sistema óptico y en particular modalidades proporcionan métodos y sistemas para evaluar y/o tratar el ojo de un paciente, en general por ,medio del uso de funciones de dispersión puntual adaptadas para modelar la percepción visual del paciente. Otras modalidades hacen uso de funciones de dispersión puntual volumétrica dispersadas en todo un intervalo de distancia de formación de imagen. Representaciones gráficas de función de dispersión puntual percibida y/o funciones de dispersión puntual volumétrica pueden validar la percepción del paciente y pueden ser usadas para desarrollar una prescripción especifica para el paciente o nuevas clases de correcciones de refracción para una diversidad de pacientes . La percepción visual de un individuo puede ser medida en una variedad de maneras diferentes y pueden ser afectadas por una diversidad de factores diferentes. La agudeza visual es entre las mediciones de percepción visual más comunes . Tradicionalmente, la medición de la agudeza visual del ojo humano ha involucrado utilizar tablas de los ojos. Las mediciones de agudeza visual pueden ser afectadas por factores objetivo tales como las características ópticas de la cornea y cristalino, también como factores subjetivos tales como absorción y detección de luz en la retina, procesamiento neural en el cerebro y los semejantes. En tanto que las mediciones de agudeza pueden proporcionar una buena medición global de las capacidades de percepción visual, proporcionan pocas guías con respecto a los defectos específicos o debilidades del sistema visual los cuales podrían ser limitantes de la percepción visual para un paciente particular. Más recientemente, mediciones objetivo de desempeño del ojo se han hecho posible. Mediciones de frente de onda utilizando detectores de Hartmann-Shack permiten ahora que aberraciones ópticas sean medidas a través del sistema óptico. A partir de estas mediciones de aberración, una variedad de características de desempeño óptico objetivo pueden ser calculadas. Esta medición de relación óptica objetivo y características de desempeño calculadas han avanzado significativamente el arte de diagnóstico y tratamiento de los tejidos ópticos del paciente en los pasados varios años. Es ahora común, por ejemplo, que las mediciones de relación de un paciente sean usadas para desarrollar correcciones de refracción prescriptivas adaptadas para el ojo del paciente, estas prescripciones frecuentemente son impuestas utilizando cirugía de los ojos por láser. Al combinar las nuevas técnicas de medición de aberración objetivo con las capacidades de corrección de refracción por láser de la cirugía de los ojos por láser, muchos pacientes pueden tener tanto errores ópticos de orden inferior (tales como miopía, hiperopía y astigmatismo) y aberraciones de orden superior parcial y/o sustancialmente corregidas plenamente, proporcionando mediante esto a muchos pacientes con agudezas visuales mayores de 20/20. Sin embargo, como con muchos de tales éxitos, todavía mejoras adicionales serian deseables. En particular, las características de desempeño visual objetivo conocidas ahora son calculadas a partir de datos de aberración no captura muchas de las sutilezas del sistema de visión humano. Las mediciones de frente de onda y exhibiciones de características de aberración calculadas, por ejemplo, frecuentemente no son entendidas intuitivamente por la gran mayoría de los pacientes. A la luz de anterior, sería en general deseable proporcionar sistemas y métodos mejorados para diagnosticar, analizar y tratar aberraciones del ojo de un paciente. También sería benéfico proporcionar modelos de efecto de percepción visual mejorados y representaciones gráficas las cuales hagan coincidir más precisamente la percepción de paciente. Sería particularmente ventajoso si estas mejoras pudieran hacer uso de las mediciones de aberración objetivo ahora disponibles y pudieran tanto modelar más estrechamente la percepción del paciente a partir de su sistema visual.

BREVE DESCRIPCIÓN DE IA INVENCIÓN La presente invención proporciona en general sistemas y métodos mejorados para analizar, diagnosticar y/o tratar el ojo de un paciente. En muchas modalidades, la invención hace uso de una o más formas modificadas de la función de dispersión puntual ("PSF") . Estas funciones de dispersión puntual modificadas frecuentemente serán adaptadas al sistema de visión, en lugar de depender completamente de métodos estándar para calcular una función de dispersión puntual, que puede estar basada en técnicas ópticas de larga duración apropiada para la ciencia de astronomía y láser, pero los cuales puede no capturar necesariamente las sutilezas del sistema visual humano. Factores que alteran la percepción de aberraciones visuales pueden ser incluidos en los cálculos de función de dispersión puntual modificada. En algunas modalidades, funciones de dispersión puntual volumétricas son calculadas, frecuentemente usado cálculos de función de dispersión puntual dentro de un intervalo de distancias ópticas para indicar más plenamente la variación en percepción visual a medida que objetos a diferentes distancias son observados y/o a medida que el ojo se acomoda a la observación a diferentes distancias. Una variedad de efectos visuales del sistema óptico humano pueden ser simulados, analizados, modelados y mostrados, en los que se incluyen: fuente de un sola longitud de onda contra múltiples longitudes de onda, aberraciones cromáticas, resolución retinal, respuesta visual dependiente de la longitud de onda, efectos de Stiles-Crawford, y/o no linealidad de respuesta retinal. Al modelar apropiadamente uno, algunos o todos estos efectos, una función de dispersión puntual percibida puede ser calculada que ofrece confirmación de objetivo de la percepción visual del paciente, permite aun médico de tratamiento observar una aproximación más cercana de lo que el paciente ve, indica la escala y significados de las atracciones de frente de onda, muestra cuales aberraciones afectan la visión y cuales no y/o proporciona una experiencia de validación para el paciente que ha vivido con formación de fantasmas visuales, halos o florecimientos al permitir que el paciente vea una representación gráfica objetiva de su percepción visual tal como es causada por sus aberraciones específicas. En un primer aspecto, la invención proporciona un sistema para evaluar o tratar un ojo. El sistema comprende una entrada para recibir una señal de aberración óptica. Un módulo es acoplado a la entrada y determina la función de dispersión puntual volumétrica a partir de la señal de aberración. Una salida es acoplada al módulo y el módulo trasmite señales en respuesta a la función de dispersión puntual volumétrica. En muchas modalidades, la entrada será acoplada a un detector de frente de onda. Las señales de salida pueden indicar el desempeño óptico del ojo. La salida puede ser acoplada, por ejemplo, a un sistema de láser de refracción u otro aparato de tratamiento del ojo. En tales modalidades, el módulo puede comprender por lo menos una función del procesador, el procesador deriva un patrón de energia de láser para mejorar el desempeño de refracción del ojo en respuesta a las señales de salida del módulo. La función de dispersión puntual volumétrica comprenderá comúnmente una función de dispersión puntual en una pluralidad de sitios esparcidos en todo en intervalo de distancia de la cornea del ojo. La retina es frecuentemente dispuesta dentro o cerca del intervalo de distancia. Las ubicaciones de función de dispersión puntual pueden estar a distancia discreta desde el intervalo pueden estar esparcidas continuamente en todo o algunos o todo el intervalo. En algunas modalidades, el módulo puede determinar la función de dispersión puntual volumétrica en una pluralidad de tamaños de pupila diferentes. Esto puede ser útil, por ejemplo, cuando se analiza la percepción visual asociada con un intervalo de diferentes distancias de visualización, a medida que las pupilas frecuentemente se contraer y/o esparcen con cambios en la distancia de observación. El módulo puede determinar la función de dispersión puntual volumétrica a condiciones fotópíca y/o escotópicas. Condiciones de iluminación ambiental alternativas entre estos dos pueden también ser usadas. En muchas modalidades, las señales de salida corresponderán a una representación gráfica de la función de dispersión puntual volumétrica. La representación gráfica puede corresponder a la visión percibida del paciente.

Para mejorar la correlación entre la visión percibida y la función de dispersión puntual volumétrica, el módulo puede ser configurado para generar la función de dispersión puntual volumétrica al modelar luz de fuente policromática, aberración cromática del ojo, respuesta visual dependiente de la longitud de onda, tamaño de pupila ajustable, efecto de Stiles-Crawford y/o respuesta retinal no lineal. En muchas modalidades, el módulo puede estar configurado para generar una función de dispersión puntual volumétrica post-tratamiento, la representación gráfica permite una comparación entre la función de dispersión puntual volumétrica y la función de dispersión puntual volumétrica post-tratamiento. Esta comparación puede ayudar cuando se selecciona entre una pluralidad de tratamientos alternativos o puede ser usadas para derivar una prescripción de tratamiento preferida. La función de dispersión puntual, volumétrica post-tratamiento indicará preferiblemente una extensión del intervalo . de lectura de por lo menos aproximadamente 2 dioptrías . En otro aspecto, la invención proporciona un sistema para evaluar o tratar un ojo de un paciente particular. El ojo tiene aberraciones ópticas y el sistema comprende una entrada para recibir una señal de aberración óptica correspondiente a la aberración del ojo. Un módulo es acoplado a la entrada y es configurado para determinar una función de dispersión puntual percibida a partir de la señal de aberración al modelar la aberración cromática del ojo y tamaño de pupila ajustable. Una salida acoplada al módulo transmite señales en respuesta a la función de dispersión puntual percibida. El módulo puede también estar configurado para modelar luz de fuente policromática, respuesta visual dependiente de longitud de onda (tales como a condiciones fotópicas y escotópicas) y/o respuesta retinal no lineal. El módulo puede estar configurado opcionalmente para modelar cada uno de estos tres efectos. En algunas modalidades, el módulo puede modelar el efecto de Stiles-Crawford, aunque algunas modalidades no. Opcionalmente, el sistema puede también incluir una pantalla gráfica acoplada a la salida. La pantalla gráfica puede ilustrar la función de dispersión puntual percibida para modelar la percepción visual del paciente en respuesta a una imagen, frecuentemente en respuesta a una fuente de luz puntual. La pantalla gráfica puede presentar opcionalmente imágenes que ilustran la percepción visual de otras imágenes fuentes, en las que se incluyen tablas de los ojos de Snellen, otras imágenes de prueba visual, imágenes del mundo real o los semejantes. En algunas modalidades, una pantalla gráfica puede ilustrar la función de dispersión puntual percibida en una pluralidad de sitios en todo un intervalo de distancia, la retina del paciente es puesta en o cerca del intervalo de distancia en relación con córnea del paciente de tal manera que la función de dispersión puntual percibida comprende una función de dispersión puntual volumétrica. En otro aspecto, la invención proporciona un método para evaluar o tratar un ojo de un paciente particular. El ojo tiene aberración óptica y el método comprende identificar la aberración óptica del ojo. Una función de dispersión puntual percibida o una función de dispersión puntual volumétrica es determinada a partir de la aberración y es mostrada gráficamente . Opcionalmente, la pantalla gráfica puede ser mostrada al paciente para validar objetivamente la percepción del paciente y/o la función de dispersión puntual percibida determinada en el método. En algunas modalidades, una prescripción de tratamiento de refracción puede ser desarrollada utilizando la pantalla gráfica, ya sea solo para aquel paciente específico o para una pluralidad o clase de pacientes .

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS La patente o solicitud de patente contiene por lo menos una figura ejecutada en color. Copias de esta patente o ubicación de solicitud de patente con figura (s) a color será proporcionada por la oficina a petición y pago del derecho necesario. La Figura 1A ilustra 8 vistas o formas alternativas para presentar aberraciones, algunas aberraciones son representadas en cada vista. La Figura IB ilustra una función de dispersión puntual de la aberración ilustrada en la Figura ÍA. La Figura 2 ilustra esquemáticamente como determinar una función de dispersión puntual y que información es transportada mediante la misma. Las Figuras 2A-2C ilustran diferentes tipos de ojos y funciones de dispersión puntual asociadas. La Figura 3 ilustra gráficamente funciones de dispersión puntual estándar calculada utilizando la aproximación de Fraunhofer. La Figura 4 ilustra un modelo simplificado del ojo y método para calcular propiedades ópticas del mismo utilizando un procedimiento geométrico. La Figura 5 ilustra una comparación de funciones de dispersión puntual determinadas utilizando procedimientos de difracción contra procedimientos geométricos. La Figura 6A ilustra la respuesta retinal a diferentes longitudes de onda de luz, mostrando que no todas las longitudes de onda dan como resultado la misma respuesta y que la respuesta de longitud de onda se puede desplazar a medida que las condiciones cambian entre condiciones escotópicas y fotópicas, como pueden ser usadas en la determinación de percepción visual en las que se incluye aberración cromática. La Figura 6B ilustra la respuesta del cono a diferentes longitudes de onda de luz. Las Figuras 7A y 7B ilustran funciones de dispersión puntual policromáticas calculadas al modelar aberración cromática utilizando 17 longitudes de onda de luz en el intervalo de 450 a 640 nm. Las Figuras 8A-8D ilustran funciones de dispersión puntual a color. Las Figuras 9A y 9B ilustran efectos de aberración cromática en una función de dispersión puntual de ojos miópicos . Las Figuras 10A-10B ilustran efectos del efecto de Stiles-Crawford en las funciones de dispersión puntual. Las Figuras 11A-11F ilustran efectos de respuesta retinal no lineal en las funciones de dispersión puntual. La Figura 12 ilustra funciones de dispersión puntual de un conjunto seleccionado de aberraciones de Zernike tradicionales . Las Figuras 13 y 14 ilustran como la reconstrucción (aqui una reconstrucción de Zernike de 6° y una reconstrucción de Fourier de alta fidelidad) pueden afectar la función de dispersión puntual. Las Figuras 15-17 muestran la repetibilidad de las funciones de dispersión puntual para diferentes pacientes.

Las Figuras 18A-18D ilustran una prueba de función de dispersión puntual en la cual funciones de dispersión puntual derivadas de frente de onda son comparadas con la documentación percibida y documentación dibujada de su percepción visual. Las Figuras 19 y 20 ilustran funciones de dispersión puntual de un paciente antes y después de LASIK. Las Figuras 21-26 ilustran convolusiones de imagen a color y métodos de los mismos utilizando funciones de dispersión puntual y diferentes espectros de luz. Las Figuras 27A-27M ilustran funciones de dispersión puntual parcial y análisis de funciones de dispersión puntual de una porción seleccionada de la pupila. Las Figuras 28A-28C ilustran una función de dispersión puntual volumétrica y un método para generar la función de dispersión puntual volumétrica. La Figura 29 ilustra una función de dispersión puntual volumétrica libre de aberración. La Figura 30 y 31 ilustran funciones de dispersión puntual volumétrica para ojos que tienen diferentes tipos de defectos de refracción. La Figura 32 ilustra la función de dispersión puntual volumétrica como función del tamaño de la pupila. Las Figuras 33 y 33A ilustran funciones de dispersión puntual volumétrica bajo condiciones fotopticas y escotópicas. Las Figuras 34A-34C ilustran funciones de dispersión puntual volumétrica de un paciente antes y después de tratamiento para presbiopía. Las Figuras 35A-34H ilustran tablas de los ojos de Snellen en convolusión utilizando funciones de dispersión puntual utilizadas en las funciones de dispersión puntual volumétricas de las Figuras 34A-34C para indicar la agudeza visual cercana y lejana del paciente antes y después del tratamiento de presbiopía. La Figura 36 ilustra un diagrama esquemático de un modelo de ojo utilizado para cálculos descritos en la presente, junto con parámetros de cristalino asociados. Las Figuras 37A-37C ilustran funciones de función de dispersión puntual que tienen diferentes proporciones de Strehl para ayudar a determinar que tan significativa la proporción de Strehl puede ser. La Figura 38 ilustra los efectos de procesamiento de imagen binocular. Las Figuras 39A y 39B ilustran funciones de dispersión puntual y cuestiones de escala asociadas . La Figura 40 ilustra un acercamiento de función de expresión puntual. La Figura 41 ilustra un sistema de ablación por láser de acuerdo con una modalidad de la invención. La Figura 42 ilustra esquemáticamente una computadora del sistema de ablación de la Figura 41.

La Figura 43 ilustra esquemáticamente un sistema de medición de frente de onda de acuerdo con una modalidad de la presente invención, como puede ser usado para medir frentes de onda y generar señales de frentes de onda para determinar funciones de dispersión puntual del ojo de un paciente. La Figura 43A ilustra un sistema de medición de frente de onda alternativo de acuerdo con una modalidad de la presente invención.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona en general sistemas y métodos mejorados para análisis y/o tratamiento de la visión de un paciente. En muchas modalidades, la invención hace uso de datos de aberración para un paciente particular. Los datos de aberración son proporcionados frecuentemente utilizando un detector de frente de onda. La invención frecuentemente hace uso de una función de dispersión puntual ("PSF") , y proporciona en general mejora entre el cálculo y visualización de datos de aberración (y particularmente funciones de dispersión puntual impulsada por datos de frente de onda) . En tanto que una amplia variedad de parámetros pueden ser determinados para ayudar a caracterizar la información de aberración, la función de dispersión puntual tiene ventajas particulares. Por ejemplo, la función de dispersión puntual puede ayudar a los médicos ver aberraciones tal como el paciente los ve. Métodos conocidos para calcular la función de dispersión puntual está frecuentemente basados en técnicas ópticas de larga duración. Estos métodos han sido derivados de y/o son apropiados para uso en ciencia de astronomía y láser, pero no siempre capturan la sutileza del sistema de visión humano. Al analizar factores que alteran la percepción de aberraciones visuales y establecer métodos para incorporar estos factores en un cálculo de función de dispersión puntual percibida y/o volumétrica, se puede proporcionar mejoras en el cálculo y visualización de desempeño del sistema de visión. Los siguientes efectos de ' función de dispersión puntual volumétrica percibida son simulados en las figuras anexas a la presente y analizadas posteriormente en la presente: Una sola longitud de onda contra múltiples longitudes de onda; aberración cromática, resolución retinal; respuesta visual dependiente de la longitud de onda; efecto de Stiles-Crawford; y no linealidad de respuesta retinal. El impacto de cada uno de estos efectos visuales sobre la percepción visual individual está caracterizada en la presente en base a fisiología ocular y los principios físicos asociados subyacentes. Las técnicas pueden mejorar la función de dispersión puntual para representar cualquiera, una combinación de cualquiera de dos o más, y/o todos estos efectos más exactamente. Como se indica por las figuras y descripciones asociadas en la presente, las funciones de dispersión puntual fueron alteradas notable y significativamente por cada uno de los efectos enlistados anteriores. Los cambios en las funciones de dispersión puntual fueron más notables para pacientes con aberraciones de orden superior significativas. Los cambios más espectaculares en la función de dispersión puntual ocurrieron cuando efectos de aberración cromática y múltiples longitudes de onda fueron agregados a los modelos matemáticos. En muchas modalidades, los sistemas y métodos descritos en la presente integran una mejor función de dispersión puntual, proporcionando mejoras en el cálculo y visualización de las funciones de dispersión puntual impulsadas por frente de onda. Refiriéndose ahora a la Figura ÍA, hay muchas maneras para visualizar aberraciones del ojo humano. La Figura ÍA ilustra 8 vistas diferentes de las mismas aberraciones. Desafortunadamente, las aberraciones de frente de onda no son comprendidas intuitivamente por algunos, la mayoría o todos los pacientes. Los datos de aberración de frente de onda permiten cálculos de mapas de elevación de aberración de alta exactitud, coeficientes polinomiales de Zernike que representan las aberraciones y una amplia variedad de datos de aberración alternativos y formatos de representación gráficos. Términos tales como pentahojas de Zernike, coma secundaria o fuente de onda periféricamente retardado son frecuentemente sin significado para la gran mayoría de los pacientes.

Refriéndose ahora a las Figuras IB y ÍA, la función de dispersión puntual generada por frente de onda ilustrada en la Figura IB es un concepto más concreto que puede ser comprendido más- fácilmente por muchos pacientes. El papel de la función de dispersión puntual es capturar rápidamente la escala y significado de las aberraciones de frente de onda. Las funciones de dispersión puntual muestran las aberraciones que afectan la visión y ocultan aquellas aberraciones que no. Mediante esto, la función de dispersión puntual ayuda a destilar aberraciones a su esencia y transporta la interacción entre diferentes aberraciones . Viendo la función de dispersión puntual puede ser una experiencia de validación para el paciente que ha vivido con formación de fantasmas visuales, halos o florecimientos. Tales pacientes pueden describir sistemas verbalmente, pero pueden tener dificultad en transportar verdaderamente lo que ve. La función de dispersión puntual ofrece confirmación objetiva al permitir que el doctor vea más claramente lo que el paciente ve. Esta capacidad para recrear lo que un paciente verá puede permitir que la función de dispersión puntual sea usada, por lo menos en parte, a mediciones de agudeza visual aproximadas como se describe más plenamente en la solicitud de patente No. de Serie 10/871,344, presentada el 18 de junio de 2004 e intitulada "Systems and Methods for Prediction of Objective Visual Acuity Based on Wavefront Measurements". Junto con tales mediciones globales, la función de dispersión puntual puede también permitir la identificación y análisis de síntomas visuales de defectos ópticos del ojo del paciente. No solamente permite que la función de dispersión puntual ofrezca validación del paciente, estas capacidades pueden también permitir la confirmación de que las mediciones de aberración son exactas y proporcionan una base apropiada para derivar un tratamiento prescriptivo . Refiriéndose ahora a la Figura 2, las funciones de dispersión puntual reflejan en general los resultados de formación de imagen de un punto de luz por medio de las aberraciones ópticas de un sistema óptico. Como se ilustra en las Figuras 2A, 2B y 2C, las funciones de dispersión puntual pueden ilustrar gráficamente los resultados de formación de imagen de una fuente puntual a través de un flujo miópico, un ojo astigmático y un ojo e etrópico, respectivamente. Aunque métodos estándar para generar una función de dispersión puntual pueden ser usados en algunas modalidades descritas en la presente, son frecuentemente inapropiados debido a que no reflejan la experiencia visual verdadera de algunos o todos los pacientes. De aquí, sería frecuentemente deseable calcular más cercanamente la imagen que una persona percibiría realmente si mirara en una fuente de luz puntual. Hacia aquel fin, una función de dispersión puntual percibida ideal puede ser percibida funcionalmente como una imagen que una persona percibirla cuando mirara en una fuente de luz puntual. Esta definición funcional ideal puede no ser satisfecha por todas las funciones de dispersión puntual percibidas descritas en la presente y muchas de las funciones de dispersión puntual percibidas descritas en la presente incluirían solamente mejoras parciales con respecto a una función de dispersión puntual estándar. No obstante, las funciones de dispersión puntual percibidas de la presente invención proporcionarán en general mejoras con respecto a funciones de dispersión puntual estándar en el modelado de percepción visual, el término "función de dispersión puntual percibida" abarcan funciones de dispersión puntual que están basadas en un cálculo estándar pero han sido modificadas para modelar más exactamente la percepción visual. Mejoras a las funciones de dispersión puntual estándar que permiten que la percepción visual sea más cercanamente creada objetivamente incluye modelado de múltiples longitudes de onda, aberración cromática, sensibilidad no lineal, respuesta de clon a longitudes de onda, limites de difracción y resolución retinal. Antes de ajustar estas modificaciones, es valioso notar brevemente que la función de dispersión puntual estándar puede ser calculada, por ejemplo utilizando la aproximadamente de Fraunhofer; Esta aproximación calculada de la función de dispersión puntual puede ser bastante útil, pero como se puede ver en las varias funciones de dispersión puntual ilustradas en la Figura 3, tales aproximaciones f ecuentemente incluyen grandes números de bandas y los semejantes que difieren a alguna extensión de la percepción visual real. La aproximación de Fraunhofer proporciona una función de dispersión puntual estándar que se aproxima a la función de dispersión puntual de la luz coherente monocromática. Esta aproximadamente es fácil de calcular, pero el ojo no satisface las condiciones de aproximación en por lo menos algunos casos . La aproximación de Fraunhofer es válida solamente para aberraciones pequeñas y no se escala fácilmente. Además, como se puede entender con referencia a la Figura 3, las funciones de dispersión puntual resultantes no siempre parecen reales . Métodos alternativos para calcular la función de dispersión puntual incluyen la metodología de rastreo de rayos geométrica ilustrada esquemáticamente en la Figura 4. Tales funciones de dispersión puntual pueden ser calculadas y/o definidas de diferentes maneras. Por ejemplo, una función de dispersión puntual puede ser definida como la densidad de probabilidad de que un fotón chocará con el dispositivo de imagen en un punto que está desplazado por un vector desde donde habría golpeado en ausencia de aberraciones. Tal función de dispersión puntual puede ser calculada como sigue: Definiciones alternativas adicionales incluyen la distribución de intensidad de una fuente puntual tal como es formada en imagen por medio del sistema óptico o la forma no semejante a punto observada de una fuente puntual real. Como se puede comprender con referencia a la comparación entre funciones de dispersión puntual de fracción y funciones de dispersión puntual geométricas proporcionadas en la Figura 5, tales procedimientos geométricos pueden producir resultados diferentes pero relacionados. No obstante estos procedimientos geométricos también tienen limitaciones, que incluyen algunas veces las dificultades de cálculo y/o limitaciones de modelado de componentes ópticos internos del ojo. Un modelo matemático simplificado del ojo que puede ser usado para algunos de estos cálculos de PSF es ilustrado esquemáticamente en la Figura 3. Refiriéndose ahora a las Figuras 6A y 6B, las aberraciones cromáticas pueden tener efectos significativos sobre la visión percibida tal como es alterada por las aberraciones ópticas del ojo. Como se puede comprender con referencia a la Figura 6A, no todas las longitudes de onda son iguales ya que la respuesta del ojo a la luz varia con la longitud de onda de aquella luz. En efecto, la respuesta de longitud de onda del sistema de visión varía con las condiciones de iluminación ambiental, proporcionando una respuesta pico para longitudes de onda de aproximadamente 155 mieras con visión fotópica de luz brillante y una respuesta más estrecha pico a 507 nm debajo de condiciones de visión escotópicas de baja luz. Además de las diferencias en respuesta de longitud de onda bajo diferentes condiciones de observación, las varias respuestas del cono a longitudes de onda pueden también alterar la percepción visual. Los picos individuales de los conos están localizados a 445 nm, 535 nm, y 575 nm. La respuesta del cono en y a lo lejos de estos picos puede ser fácilmente incorporada a las funciones de dispersión puntual calculadas. Para demostrar los efectos de las funciones de dispersión puntual a color, considérese primero las funciones de dispersión puntual de una sola longitud de onda ilustradas en la Figura 7A (para un ojo con miopía) y en la Figura 7B (para un ojo que tiene aberraciones de orden superior) . En estas y otras funciones de dispersión puntual ilustradas en la presente, una "E" superpuesta adyacente a la función de dispersión puntual ilustra una letra de tabla de ojo de Snellen 20/20, dando mediante esto una indicación de la escala de la función de dispersión puntual. En la función de dispersión puntual iópica de la Figura 7, todo el ancho de la ilustración es de 80 arcos-minutos, en tanto que en la función de dispersión puntual de aberración de orden superior de la Figura 7B, la ilustración tiene un ancho de 12 arcos-minutos. Por comparación a las funciones de dispersión puntual de un solo color de las Figuras 7A y 7B, las Figuras 8A a 8D ilustran funciones de dispersión puntual en las cuales efectos de múltiples longitudes de onda son modelados. En la Figura 8A, una función de dispersión puntual limitada de difracción muestra efectos limitados de múltiples longitudes de onda. Sin embargo, una función de dispersión puntual para astigmatismo mezclado es ilustrada en la Figura 8B muestra efectos significativos de múltiples longitudes de onda. Funciones de dispersión puntual de múltiples longitudes de onda para un ojo hiperópico son ilustradas en la Figura 8C, y para un ojo miópico son ilustradas en la Figura 8D. Refiriéndose ahora a la Figura 9A, el efecto de aberraciones cromáticas en el ojo miópico pueden también ser comprendidas. En tanto que un ojo miópico enfoca en general una luz desde una imagen distante en un sitio interior a la retina, la separación entre el punto focal y la retina varia con la longitud de onda de luz debido a los efectos de aberración cromática. Esto se puede ver en la función de dispersión puntual ilustrada en la Figura 9B. Refiriéndose ahora a las Figuras 10A y 10B, funciones de dispersión puntual calculadas con (en la Figura 10B) y sin (en la Figura 10A) el efecto de Stiles-Crawford son ilustradas para un ojo con alta aberración esférica (0.71 nm) . Una comparación adicional de funciones de dispersión puntual en las cuales el efecto de Stiles-Crawford es omitido (Figura 10C) e incluidas (Figura 10D) también son proporcionadas en la presente para una función de dispersión puntual miópica. El cálculo de la función de dispersión puntual con el efecto de Stiles-Crawford y/o con los efectos de múltiples longitudes de onda de luz son .descritos en más detalle en la solicitud de patente estadounidense co-pendiente No. de Serie 10/871,344, la plena revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia. La aberración cromática a diferentes longitudes de onda es también revelada en la misma. Más específicamente, la función de dispersión puntual (PSF) ser hará normalmente calculada en base a los datos de frente de onda. Por ejemplo, un frente de onda con aberraciones puede ser denotado por W(r, ?) . También es posible considerar efectos tales como el efecto policromático, las aberraciones cromáticas del ojo humano, el efecto de Stiles-Crawford, también como la función de respuesta espectral retinal. Considerando estos efectos, la PSF policromática puede ser expresada como: en donde R(?) es la función de respuesta espectral de retina y puede ser aproximada a _ ~i' OÚ{?-?f}\ S(A)=e y Psc (r) es la función de apodización de pupila (efecto de Stiles-Crawford) y puede ser escrita como p ?)^ µY y D(?) es la aberración cromática a longitud de onda ? y puede ser cercana a D{Á) *= - 21.587 Y 92.87 ? - 134.98Á2 + 67.407 £ y la longitud de onda central ?o puede ser tomada como 0.55 µm (ya que todas las unidades de longitud de onda en la fórmula anterior pueden estar en mieras) . El parámetro de intensidad de apodización de pupila p puede ser tomado como 0.06. a puede representar el factor de conversión de dioptría a diferencia de trayectoria óptica (OPD) . La FFT puede denotar una transformada de Fourier rápida y |*| denota el módulo de un número complejo. Al implementar las longitudes de onda policromáticas, se ha encontrado que 7 longitudes de onda a 0.40, 0.45, 0.50, 0.55, 0.60, 0.65 y 0.70 µm, respectivamente, dan una aproximación apropiada para todo el espectro de luz blanca. Refiriéndose ahora a las Figuras HA a 11F, otro factor que afecta las funciones de dispersión puntual percibida es la respuesta no lineal de la retina. Como se ilustra en la Figura 11A, una función de dispersión puntual calculada con una respuesta lineal asumida (como se ilustra en la Figura 11B) , puede por lo menos en algunos casos representar de manera equivocada significativamente los efectos visuales percibidos de aberraciones. Al alterar el cálculo de función de dispersión puntual para incluir una respuesta logarítmica (como se ilustra en la figura 11D) se puede mejorar la correlación con efectos de aberraciones percibidas . Tales correlaciones pueden por lo menos en algunos casos, ser mejoradas adicionalmente al incorporar tanto una respuesta logarítmica como la saturación de la retina a la energía de luz como se ilustra en la Figura HE y 11F.

Refiriéndose a la Figura 12, se ilustra un subconjunto de aberraciones de Zernike tradicionales. Desafortunadamente, como se nota por Michael K. Smolek y Stephen D. Klyce en su artículo intitulado "Zernike Polynomial Fitting Fails to Represent All Visually Significant Corneal Aberrations", [Invest Ophthalmol Vis Sci. (11/2003) 44(11) 4676-4681 DOI : 101167/IOVS .03-0190] , los métodos de ajuste de Zernike conocidos son inexactos. Estos métodos de ajuste de Zernike conocidos tampoco capturan plenamente información importante acerca de operaciones de error de frentes de onda que influencian la agudeza visual. De aqui, aunque las reconstrucciones de frente de onda polinomiales de Zernike de los datos de aberraciones son bastante populares y puede proporcionar beneficios significativos para muchos pacientes, estas reconstrucciones de Zernike conocidas afectan la función de dispersión puntual de manera que pueden limitar la exactitud de estas representaciones de la percepción visual del paciente. Por ejemplo, la Figura 13 ilustra una comparación entre funciones de dispersión puntual en base a reconstrucciones polinomiales de Zernike de 6o orden a reconstrucciones de más alta fidelidad. Las reconstrucciones de alta fidelidad ejemplares pueden ser vistas tanto para la función de dispersión puntual hiperópica de 1.21 dioptrías y la función de dispersión puntual miópica de -1.75 dioptrías. Las diferencias también pueden ser vistas en una función de dispersión puntual para un paciente que tiene alta aberración esférica y un paciente con alta aberración como se ilustra en la Figura 14. En la Figura 14, la hilera inferior muestra una función de dispersión puntual a base de reconstrucción de frente de onda de 6o orden de uno ojo con alta aberración (RMS = a 0.89 nm) . La imagen en la derecha fue calculada del mismo frente de onda, pero utilizando una reconstrucción de Fourier de alta fidelidad. Las diferencias sustanciales entre las imágenes implica que la reconstrucción de Zernike de 6° orden no es suficiente para generar una función de dispersión puntual plenamente exacta. Refiriéndose ahora a la Figura 15, se ilustra la repetibilidad de funciones de dispersión puntual para diferentes pacientes (paciente 1, paciente 2 y paciente 3) que tienen diferentes aberraciones. Las Figuras 16 y 17 también ilustran gráficamente la repetibilidad de funciones de dispersión puntual. Refiriéndose ahora a las Figuras 18A a 18D, un paciente con aberración significativa (cuatro días después de un procedimiento de queratectomía fotorefractiva ("PRK") durante la re-epitelialización) fue medido en un sistema de detección de aberración WaveScan WaveFront®. Los datos fueron usados para calcular una función de dispersión puntual para el ojo derecho ("OD") como se ilustra en la Figura 18A, y para el izquierdo ("OS") como se ilustra en la Figura 18C. Se mostró al paciente un aparato de fuente de luz contra un fondo con regla y se les pidió que dibujaran la imagen tal como es vista con cada ojo. Para el ojo derecho OD, el paciente dibujó el bosquejo mostrado en la Figura 18B. Para el ojo izquierdo OS, el paciente dibujó el bosquejo mostrado en la Figura 18D. La correspondencia estrecha en escala y forma de cada una de estas Figuras con la función de dispersión puntual percibida calculada asociada indica que la función de dispersión puntual percibida es predictora de la percepción visual del paciente. De aqui, esto proporciona un ejemplo de un protocolo de prueba de función de dispersión puntual: cuando los dibujos del paciente de una fuente de luz pequeña se asemejan suficientemente a las funciones de dispersión puntual a base de aberración de frente de onda tanto en escala como elementos, tales resultados indican que las funciones de dispersión puntual pueden proporcionar validación en pacientes de su percepción visual y también indican que la percepción visual puede ser usada para validar la función de dispersión puntual calculada y mediciones de aberración. Refiriéndose ahora a la Figura 19, una función de dispersión puntual que muestra aberraciones del ojo de un paciente antes de LASIK se demostró que mejora significativamente en comparación con una función de dispersión puntual calculada para el mismo paciente después del procedimiento de LASIK. Ambas funciones de dispersión puntual son ilustradas con una escala común y una ilustración de la luna en aquella escala es proporcionada por propósitos de comparación. Tanto las funciones de dispersión puntual pre- operación de LASIK y post-operación de LASIK son auto-normalizadas en la Figura 19. Refiriéndose ahora a la Figura 20, una representación alternativa de las funciones de dispersión puntual de pre-operación LASIK y post-operación LASIK de la Figura 19 son ilustradas. La función de dispersión puntual de pre-operación LASIK de la Figura 20 es normalizada a la función de dispersión puntual de post-operación LASIK, la cual es otra vez auto-normalizada . Junto con la observación y análisis directo de la función de dispersión puntual, las funciones de dispersión puntual descritas en la presente pueden también ser usadas para convolución de imagen, proporcionando mediante esto una exhibición gráfica objetiva correspondiente a la percepción visual del paciente. Como se describe más plenamente en la solicitud de patente 10/871,344, la revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia, una convolución de imagen de prueba apropiada puede ser usada para calibrar la agudeza visual en una base objetiva. Como se ilustra en la Figura 21, las diferentes longitudes de onda de luz las cuales pueden ser combinadas para ilustrar la función de dispersión puntual de luz pueden ser convolucionadas con Snellen u otra imagen de prueba apropiada para proporcionar una indicación de visión especifica de longitud de onda y/o las diferentes imágenes de prueba en convolución a color pueden ser combinadas para ilustrar una imagen de prueba de luz blanca (u otra luz combinada) correspondiente a lo que un paciente percibe. La Figura 22A ilustra una función de dispersión puntual para una fuente de luz blanca o fuente de luz de espectro solar y la Figura 22E ilustra una gráfica de examen visual de Snellen de luz blanca correspondiente en convolución utilizado la función de dispersión puntual de la Figura 22A. Similarmente, la Figura 22F ilustra una gráfica de examen de la vista de Snellen de 400 nm de luz azul en convolución con una función de dispersión puntual (LED) de diodo emisor azul de la Figura 22B. La Figura 22G ilustra una imagen de prueba similar en convolución utilizando la función de dispersión puntual de fuente de luz de 665 nm de LED rojo de la Figura 22C, en tanto que la Figura 22D muestra una función de dispersión puntual de 590 nm de luz amarilla o de sodio con la imagen de prueba en convolución asociada que es mostrada en la Figura 22H. Como se ilustra en la Figura 23, las funciones de dispersión puntual (e imágenes de prueba en convolución asociada) pueden también ser combinadas de diferentes maneras, por ejemplo, para analizar fuentes de luz que son formadas a partir de combinaciones diferentes de colores deseados.

Co o se indica por lo anterior, utilizando los ojos modelo descritos en la presente permite que diferentes espectros de luz sean usados para generar la función de dispersión puntual. En tanto que un espectro solar de luz blanca es mostrado en muchas de las ilustraciones en la presente, funciones de dispersión puntual también han sido probadas utilizando los espectros de fuentes de luz alternativas en las que se incluyen luces de halógeno, luces de tungsteno, diodos emisores de luz comerciales e iluminación de calle comercial. Los resultados demuestran que una función de dispersión puntual del paciente puede ser afectada por el espectro de luz de la fuente. Un paciente con una buena función de dispersión puntual en luz blanca puede tener una función de dispersión puntual deficiente si mira un diodo emisor de luz rojo. Cada función de dispersión puntual puede estar en cónvolución con una imagen de una gráfica de examen de los ojos de Snellen tradicional u otra imagen deseada para estimar la agudeza visual del paciente bajo diferentes condiciones de iluminación. Aquí, la función de dispersión puntual con diferentes espectros de luz puede ser derivada, dependiendo en que luz se desea modelar. Por ejemplo, las Figuras 24A y 24B ilustran imágenes generadas utilizando funciones de dispersión puntual de halógeno y luces de descarga de alta intensidad de zenón ("HID") que tienen temperaturas de color de 3,000K y 5,200K, respectivamente. Las imágenes mostradas en las Figuras 24A y 24B ilustran gráficamente lo que el paciente podria ver como resultado de luces de BMW apuntadas hacia el paciente a 100 metros de distancia del paciente, que representa aproximadamente 1.5 segundos alejado del paciente a velocidades de autopista. Ilustraciones similares son mostradas en las Figuras 25A y 25B. La Figura 26 muestra ilustraciones de funciones de dispersión puntual de color adicionales. Refiriéndose ahora a las Figuras 27A a 27M, una función de dispersión puntual puede ser calculada al simular luz en toda la pupila. Sin embargo, al utilizar un modelo de ojo geométrico (véase, por ejemplo Figura 36) , se puede establecer una relación de uno a muchos entre cada punto en el frente de onda del paciente y los componentes de la función de dispersión puntual. En un modo del modelo, el usuario es presentado con una imagen del ojo de la función de dispersión puntual del paciente. El usuario puede apuntar un cursor en una porción de la pupila e inmediatamente ver cual parte de la función de dispersión puntual es generada por la porción resaltada del frente de onda. Esta técnica puede ser útil cuando el ojo está altamente aberrado. En efecto, es posible aislar elementos en la función de dispersión puntual y relacionar la causa de un florecimiento o fantasma particular con un área especifica en el ojo. Como se ilustra en la Figura 27A, la luz de sustancialmente toda la pupila puede ser usada para calcular una función de dispersión puntual plena tal como aquella mostrada en la Figura 27B. Sin embargo, al simular una luz de solamente una pequeña porción de la pupila tal como aquella ilustrada en la Figura 27C, la porción asociada de la función de dispersión puntual puede ser identificada, como se muestra en la Figura 28D. La luz de toda la pupila a través del área resaltada en la Figura 27E produce la función de dispersión puntual plena mostrada en la Figura 27F, en tanto que la porción de la pupila destacada en la Figura 27G está asociada con la función de dispersión puntual parcial ilustrada en la Figura 27H. La comparación de la función de dispersión puntual plena contra parcial disponible al comparar las 27A a 27D son aquellas de un hiperope y las funciones de dispersión puntual plena y parcial de las Figuras 27E a 27H son de un miope. Refiriéndose ahora a una función de dispersión puntual plena en toda una pupila como se muestra en las Figuras 271 y 27J, estas ilustraciones son para un emétropo con aberraciones de orden superior. Cuando una función de dispersión puntual de la Figura 27L es tomada para una región del ojo ilustrado en la Figura 27K que está fuera de la pupila, la función de dispersión puntual parcial establece (como se esperaba) , que esta región del ojo no contribuye a la función de dispersión puntual del paciente. Por consumación, una función de dispersión puntual parcial de otro paciente es ilustrada en la Figura 27M junto con la porción asociada de la pupila . Refiriéndose brevemente otra vez a la Figura 4, el ojo es una estructura tridimensional y un modelo apropiado del ojo debe también ser tridimensional. Por ejemplo, una función de dispersión puntual debe idealmente ser más de una imagen. Refiriéndose ahora a la Figura 28A, una función de dispersión puntual es ilustrada en un plano retinal. Sin embargo, el ojo no solamente observa objetos a una distancia fija (observación a distancia lejana en este ejemplo) . En efecto, debido a que la óptica del ojo (particularmente el cristalino de la pupila) se puede ajustar para observar a distancias diferentes y debido a que el ojo frecuentemente tendrá por lo menos algo de miopía o hiperopia en por lo menos algunas condiciones de observación, puede producir imágenes enfrente de y/o detrás de la retina. El entendimiento de los efectos en los planos de imagen diferentes a la retina pueden por consiguiente dar una indicación más plena del desempeño visual global del ojo. Hacia aquel fin, la Figura 28B ilustra funciones de dispersión puntual en plano retinal a dos dioptrías anterior al plano retinal y a dos dioptrías posterior al plano retinal. Ya que la observación puede ocurrir a un intervalo de distancias entre aquellas asociadas con estas funciones de dispersión puntual, la Figura 28C ilustra una función de dispersión puntual volumétrica. En las ilustraciones de las Figuras 28B y 28C, las funciones de dispersión puntual discretas a -2.0 dioptrías están enfrente del plano retinal, en tanto que las funciones de dispersión puntual a +2.0 dioptrías están detrás del plano retinal. La función de dispersión puntual ilustrada para 0 dioptrías está en el plano retinal y en el Snellen "E" asociado con la agudeza visual 20/20 es otra vez proporcionada por referencia. La función de dispersión puntual volumétrica de la Figura 28C ilustra funciones de dispersión puntual en una pluralidad de distancias de separación de la córnea, pupila y otros componentes ópticos anteriores del ojo y el plano de referencia de la función de dispersión puntual. Preferiblemente, la función de dispersión puntual volumétrica incluirá por lo menos una función de dispersión puntual más anterior y más posterior, junto con por lo menos una función de dispersión puntual intermedia, frecuentemente dispuesta en o adyacente a la ubicación retinal. En muchas modalidades, una pluralidad de funciones de dispersión puntual intermedias adicionales también serán derivadas y/o exhibidas con por lo menos una función de dispersión puntual siendo dispuesta entre una función de dispersión puntual de plano retinal y cada una de las funciones de dispersión puntual más anterior y más posterior, preferiblemente con una pluralidad de tales funciones de dispersión puntual intermedias dispuestas entre las mismas. En algunas modalidades, la función de dispersión puntual volumétrica puede ser derivada e ilustrada como una función continua en todo en un intervalo de distancia y el intervalo de función de dispersión puntual abarcará frecuentemente y/o será adyacente a la retina. Como se puede comprender por una comparación de las Figuras 9A y 28C, los efectos de longitud de onda y/o aberración cromática pueden jugar una parte en la función de dispersión puntual volumétrica y son bien ilustradas mediante las mismas. Una función de dispersión puntual volumétrica para un ojo libre de aberración es mostrada en la Figura 29. Una función de dispersión puntual volumétrica para un ojo que tiene astigmatismo fijo es la Figura 30. Una función de dispersión puntual volumétrica para un ojo con alta aberración es mostrada en la Figura 31. Como se indica anteriormente y como se describe en más detalle en la solicitud de patente estadounidense No. de serie 10/738,358, presentada el 5 de diciembre de 2003 e intitulada "Presbyopia Correction Using Patient Data", la plena revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia," el tamaño de la pupila cambia con los cambios tanto en brillantez (ambiental y/o de la imagen de observación) y con cambios en las distancias de observación. Como se ilustra en la Figura 32, los cambios en el tamaño de la pupila pueden tener un efecto significativo sobre la función de dispersión puntual volumétrica. La Figura 33 muestra una comparación de las funciones de dispersión puntual volumétrica bajo condiciones fotópicas y escotópicas. El frente de onda aqui es de un paciente emetrópico y la función de dispersión puntual volumétrica calculada para condiciones fotópicas o de día fue calculada a una longitud pico de 555 nm y un diámetro de pupila de .1 mm, el efecto de Stiles-Crawford es modelado. La función de dispersión puntual volumétrica escotópica para condiciones de observación nocturna fue calculada con una longitud de onda pico de 507 n y un diámetro de pupila de 6.5 pun, sin ningún efecto de Stiles-Crawford. Las selecciones de longitud de onda pueden ser entendidas con referencia a la Figura 6A, como se explica anteriormente. Otra visión de las funciones de dispersión puntual volumétrica bajo condiciones fotópicas y escotópicas es mostrada en la Figura 33A. En general, la función de dispersión puntual captura una imagen en la retina del paciente. Al extender el modelo utilizando la función de dispersión puntual volumétrica, es posible calcular una función de dispersión puntual en sitios teóricos adelante y más allá de la retina. Al disponer una serie de estas imágenes en una disposición tridimensional, la función de dispersión puntual puede ser observada como una estructura tridimensional extendida abarcada por el término función de dispersión puntual volumétrica como aquel término es usado en la presente. La función de dispersión puntual volumétrica puede ser usada para estudiar la profundidad de enfoque de un paciente y para ver las interacciones del desenfoque el paciente y aberraciones de orden superior. Refiriéndose ahora a las Figuras 34A y 34B, la función de dispersión puntual volumétrica puede ser usada para analizar la profundidad de enfoque pre-operativa ente (como se muestra en la Figura 34A) y post-operativamente (como se muestra en la Figura 34B) para un paciente que participa en un estudio clinico de ablación por refracción de presbiopia. La función de dispersión puntual volumétrica muestra claramente que la profundidad de enfoque del paciente se ha incrementado para incluir un intervalo de lectura más grande, en 'este caso hasta 2 dioptrías . Las funciones de dispersión puntual volumétrica de las Figuras 34A y 34B son generadas al calcular la función de dispersión puntual en una pluralidad de sitios, preferiblemente en muchos sitios, en todo un intervalo de enfoque y gráfica y/o computacionalmente disponiendo las funciones de dispersión puntual calculadas para simular un cono de luz enfocado. La función de dispersión puntual pre-operativa de la Figura 34A es de un paciente con presbiopia. El paciente recibió una ablación multifocal y la función de dispersión puntual volumétrica post-operativa de la Figura 34B muestra una profundidad de enfoque mejorada, extendiendo el intervalo de lectura del paciente a casi 2 dioptrías. Una comparación de las funciones de dispersión puntual volumétricas pre-operativa y post-operativa para el paciente es mostrada de otra vista en la Figura 34C.

En general, la función de dispersión puntual captura una imagen en la retina de mi paciente anterior al extender el modelo y utilizando la función de dispersión puntual volumétrica, es posible calcular una función de dispersión puntual en sitios teóricos adelante y mas allá de la retina. Al disponer una serie de estas imágenes en una disposición tridimensional, la función de dispersión puntual puede ser observada como una estructura tridimensional extendida abarcada por el término función de dispersión puntual volumétrica como aquel término es usado en la presente. La función de dispersión puntual volumétrica puede ser usada para estudiar la profundidad de enfoque de un paciente y para ver las interacciones del desenfoque del paciente y aberraciones de orden superior. Refiriéndose ahora a las Figs. 34A y 34B, la función de dispersión puntual volumétrica puede ser usada para analizar la profundidad de enfoque preoperativa ente (como se muestra en la Fig. 34A) y postoperativamente (como se muestra en la Fig. 34B) para un paciente que participa en un estudio clínico de ablación por refracción de presbiopia. la función de dispersión puntual volumétrica muestra claramente que la profundidad de enfoque del paciente se ha incrementado para incluir un intervalo de lectura mas grande, en este caso hasta dos dioptrías. Las funciones de dispersión puntual volumétrica de las Figs. 34A y 34B son generadas al calcular la función de dispersión puntual en una pluralidad de sitios, preferiblemente en muchos sitios, en todo un intervalo de enfoque y gráfica y/o computacionalmente disponiendo las funciones de dispersión puntual calculadas para simular un cono de luz enfocado. La función de dispersión puntual preoperativa de la Fig. 34A es de un paciente con presbiopia. El paciente recibió una ablación multifocal y la función de dispersión puntual volumétrica post-operativa de la Fig. 34B muestra una profanidad de enfoque mejorado, extendiendo el intervalo de lectura del paciente a casi dos dioptrías . Una comparación de las funciones de dispersión puntual volumétrica pre-operativa y post-operativa para el paciente es demostrada de otra vista en la Fig. 34C. Tablas de las lecturas de Snellen evolucionaron de las funciones de dispersión puntual pre-operativa y post-operativa del paciente de estudio de tratamiento presbiótico son mostrados en las Figs. 35A y 35C, respectivamente. La Fig. 35B ilustra una sección detallada de la tabla de Snellen del pretratamiento producida de la función de dispersión puntual, en tanto que la Fig. 35D muestra una vista detallada similar para la tabla de Snellen pos-tratamiento. Estas tablas de Snellen son todas para distancias de visualización lejanas. El beneficio del tratamiento de presbiopia es visto mas claramente en las gráficas de Snellen de distancia de lectura (a dos dioptrías) (Figs. 35E y 35F) en comparación con las tablas de Snellen de post-tratamiento (Figs. 35G y 35H) . Las gráficas de Snellen de tratamiento de post-presbiopia muestra una mejora significativa en la percepción visual cercana e indica una agudeza visual a distancia de lectura muy mejorada proporcionada por el tratamiento de presbiopia. Las gráficas de Snellen a distancia de lectura son calculadas utilizando la función de dispersión puntual de +2.0 D indicada en el frente de la ilustración mostrada en las Figs. 34A y 34B, en tanto que las gráficas de Snellen de distancia son calculadas utilizando la función de dispersión puntual de 0.0 D mostrada en la parte media de las ilustraciones de función de dispersión puntual volumétrica. Refiriéndose a la Fig. 36, se muestra un diagrama esquemático de un modelo de ojo con lente de corrección asferica para formación de imagen retinal en el eje, como pueden ser usadas para algunos de los cálculos descritos en la presente. La tabla de la Fig. 36 muestra parámetros del lente de corrección asociados para corrección en el eje. Refiriéndose ahora a las Figs. 37A, 37B y 37C, una comparación de estas ilustraciones y sus proporciones de Strehl asociadas proporciona una indicación de que tan significativo aquel parámetro es. En la Fig. 37B, se muestra una función de dispersión puntual limitada de difracción. La Fig. 37A muestra una función de dispersión puntual del paciente utilizando luz blanca. La proporción de Strehl de luz blanca es de 0.56. La función de dispersión puntual de la Fig. 37C es mostrada para luz de 550 nanometros, dando una proporción de Strehl a 550 nanometros tradicional de 0.21. Como se puede entender con referencia a la Fig. 38, todavía elementos o afectos adicionales de visión pueden ser incorporados al modelo de función de dispersión puntual percibida. Por ejemplo, una función de dispersión puntual derecha OD y una función de dispersión puntual izquierda OS son ambas vistas por un paciente utilizando ojos izquierdo y derecho y las dos imágenes son procesadas utilizando procesamiento de imagen binocular para generar una función de dispersión puntual combinada. Refiriéndose ahora a las Figs. 39A y 39B, pueden haber cuestiones de escala cuando se revisan las funciones de dispersión puntual. Por ejemplo, en la Fig. 39B, el ver televisión puede involucrar una escala de aproximadamente 660 arcos-minutos, haciendo uso opcionalmente de una pantalla de 27 pulgadas a ocho pies, o una pantalla de 54 pulgadas a 16 pies. Funciones de dispersión puntual asociadas durante la observación de televisión puede o no tener un impacto significativo sobre la perfección visual. La observación de la luna puede también ser impactada por funciones de dispersión puntual diferentes . Una escala fina como se ilustra en el lado derecho de la Fig. 39B puede también tener un impacto. Refiriéndose ahora a la Fig.40, se puede ilustrar el acercamiento de la función de dispersión puntual. Refiriéndose ahora a la Fig. 41, un sistema a 10 de cirugía del ojo por láser incluye un láser 12 que produce un haz 14 de láser. El láser 12 es acoplado ópticamente a los elementos ópticos 16 de alimentación del láser, que dirige el haz 14 de láser a un ojo del paciente P. Una estructura de soporte de elementos ópticos de alimentación (no mostrados en la presente por claridad) se extiende desde un bastidor 18 que soporta el láser 12. Un microscopio 20 es montado sobre la estructura de soporte de los ópticos de alimentación, el microscopio frecuentemente es usado para formar la imagen de una cornea del ojo. El láser 12 comprende en general un láser excimer, que comprende idealmente un láser de argón-flúor que produce impulsos de luz de láser que tiene una longitud de onda de aproximadamente 193nanometros . El láser 12 estará diseñado preferiblemente para proporcionar una fluencia estabilizada por retroalimentación en el ojo del paciente, alimentado via los elementos ópticos 16 de alimentación del láser. La presente invención puede también ser útil con fuentes alternativas de radiación ultravioleta o infrarrojo, particularmente aquellas adaptas para someter a ablación controlablemente o reformar de otra manera el tejido corneal sin provocar daños significativos a tejidos adyacentes y/o subyacentes del ojo. En modalidades alternativas, la fuente del haz del láser emplea una fuente del láser de estado sólido que tiene una longitud de onda de entre 193 y 215nanometros como se describe en las patentes Estadounidenses Nos. 5,520,679 y 5,144,630 expedida a Lin y 5,742,626 expedida a Mead, las plenas revelaciones de las cuales son incorporadas en la presente por referencias. En otra modalidad, la fuente del láser es un láser infrarrojo como se describe en las patentes Estadounidenses Nos. 5,782,822 y 6,090,102 expedida a Telfair, las plenas revelaciones de las cuales son incorporadas en la presente por referencias. Aqui, aunque un láser excimer es la fuente ilustrativa de un haz de ablación, otros láseres pueden ser usados en la presente invención. El láser 12 y elementos ópticos 16 de alimentación del láser dirigirán en general el haz del láser 14 a el ojo del paciente P bajo la dirección de sistema de computadora 22. El sistema de computadora 22 frecuentemente ajustará selectivamente el haz 14 del láser para exponer porciones de la córnea a los impulsos de energía del láser para efectuar un esculpido predeterminado de la córnea y alterar las características de refracción del ojo. En muchas modalidades, tanto el láser 12 como el sistema óptico de alimentación de láser 16 serán bajo el control del sistema de computadora 22 para efectuar el proceso de esculpido por láser deseado, el sistema de computadora efectúa (y opcionalmente modifica) el patrón de impulsos de láser. El patrón de impulsos puede ser resumido en datos que se pueden leer por la máquina de medios tangibles 29 en forma de una tabla de tratamiento y la tabla de tratamiento puede ser ajustada de acuerdo con entradas de retroalimentación al sistema de computadora 22 de acuerdo al sistema de análisis de imagen automatizado (o introducido manualmente al procesador mediante un operador del sistema) en respuesta a datos de retroalimentación del tiempo real proporcionados de un sistema de retroalimentación del sistema de verificación de ablación. El sistema 10 de tratamiento por láser y el sistema de computadora 22 pueden continuar y/o terminar un tratamiento de esculpido en respuesta a la retroalimentación y pueden también opcionalmente modificar el esculpido planeado en base o por lo menos en parte a la retroalimentación . Componentes y subsistemas adicionales pueden ser incluidos con el sistema de láser 10, como se debe entender por aquellos de habilidad en la técnica. Por ejemplo, integradores espaciales y/o temporales pueden ser incluidos para controlar la distribución de energia dentro del haz del láser, como se describe en la patente estadounidense No. 5,646,791, la plena revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia. Evacuadotes/filtros efluentes de ablación, aspiradores y otros componentes auxiliares del sistema de cirugía por láser son conocidos en la técnica. Detalles adicionales de sistemas apropiados para llevar a cabo un procedimiento de ablación por láser se pueden encontrar en la literatura de patente. Sistemas apropiados también incluyen sistemas de láser de refracción disponibles comercialmente tales como aquellos manufacturados y/o vendidos por Alcon, Bausch & Lomb, Nidek, WaveLight, LaserSight, Schwind, Zeiss Meditec, y los semejantes. La Fig. 42 es un diagrama de bloques simplificado de un sistema de computadora ejemplar 22 que puede ser usado por el sistema quirúrgico de láser 10 de la presente invención. El sistema de computadora 22 incluye comúnmente por lo menos un procesador 52 el cual se puede comunicar con una diversidad de dispositivos periféricos vía un subsistema de linea de distribución principal 54. Estos dispositivos periféricos pueden incluir un subsistema de almacenamiento 56, que comprende un subsistema de memoria 58 y un subsistema de almacenamiento de archivos 60, dispositivo 62 de entrada de interfase con el usuario, dispositivo 64 de salida de interfase con el usuario y un subsistema 66 de interfase con la red. El subsistema 66 de interfase con la red proporciona una interfase a redes externas 68 y/u otros dispositivos, tales como el sistema de medición de frente de onda 30. Los dispositivos 62 de entrada de interfase con el usuario pueden incluir un teclado, dispositivos de apuntamiento tales como un ratón, bola de seguimiento, teclado de contacto o tableta de gráficos, un scanner, pedales para el pie, una barra de juego, una pantalla de contacto incorporada a la pantalla, dispositivos de entrada de audio tales como el sistema de reconocimiento de voz, micrófonos y otros tipos de dispositivos de entrada. Los dispositivos 62 de entrada del usuario serán usados frecuentemente para descargar un código ejecutable por computadora de medios de almacenamiento tangible 29 que implementan cualquiera de los métodos de la presente invención. En general, el uso del termino "dispositivo de entrada" se propone incluir una variedad de dispositivos y maneras convencionales y patentadas para introducir información al sistema de computadora 22. Los dispositivos 64 de salida de interfase con el usuario pueden incluir un subsistema de pantalla, una impresora, una máquina de facsímile o pantallas no visuales tales como dispositivos de salida de audio. El subsistema de pantalla puede ser un tubo de rayos catódicos (CRT) , un dispositivo de panel plano tal como una pantalla de cristal líquido (LCD), un dispositivo de proyección o los semejantes. El subsistema de pantalla puede también proporcionar una indicación no visual tal como via dispositivo de salida de audio. En general, el uso del termino "dispositivo de salida" se propone incluir una variedad de dispositivos y maneras convencionales y patentadas para emitir información del sistema de computadora 22 a un usuario, en tanto que una indicación gráfica abarca dispositivos tales como monitores, impresoras, pantallas LCD, y los semejantes que son apropiados para mostrar gráficas, imágenes y otra información gráfica. El subsistema de almacenamiento 56 almacena la programación básica y construcciones de datos que proporcionan la funcionalidad de las varias modalidades de la presente invención. Por ejemplo, una base de datos y módulos que implementan la funcionalidad de los métodos de la presente invención, como se describen en la presente, pueden ser almacenados en el subsistema de almacenamiento 56. Estos módulos de elementos de programación son en general ejecutados por el procesador 52. En un ambiente distribuido, los módulos de elementos de programación pueden ser almacenados en una pluralidad de sistemas de computadora y ejecutados por procesadores de la pluralidad de sistemas de computadora. El subsistema de almacenamiento 56 comprende comúnmente el subsistema de memoria 58 y subsistema 60 de almacenamiento de archivos . El subsistema de memoria 58 incluye comúnmente una diversidad de memorias en las que se incluyen una memoria 70 de acceso aleatorio principal (RAM) para el almacenamiento de instrucciones y datos durante la ejecución del programa y una memoria de solo lectura (ROM) 72 en la cual instrucciones fijas están almacenadas. El subsistema 60 de almacenamiento de archivos proporciona almacenamiento persistente (no volátil) para programa y archivos de datos y puede incluir medios de almacenamiento tangible 29 (Fig. 41) que pueden implementar opcionalmente datos de detector de frente de onda, gradientes de frente de onda, un mapa de elevación de frente de onda, un mapa de tratamiento y/o una tabla ablación. El subsistema 60 de almacenamiento de archivos puede incluir una unidad de disco duro, una unidad de disco flexible junto con medios separables asociados, una unidad de memoria de solo lectura digital contacto (CD-ROM) , una unidad óptica, DVD, CD-R, CD-RW, memoria separable de estado sólido, y/u otros cartuchos o discos de medios separables. Una o más de las unidades pueden estar ubicadas en sitios lejanos pero otras computadoras conectadas en otros sitios acopladas al sistema de computadora 22. Los módulos que implementan la funcionalidad de la presente invención pueden ser almacenados mediante el subsistema 60 de almacenamiento de archivos . El subsistema 54 de línea de distribución principal proporciona un mecanismo para permitir que los varios componentes y subsistemas del sistema de computadora 22 se comuniquen ente si como se pretende. Los varios subsistemas y componentes del sistema de computadora 22 no necesitan estar en la misma ubicación física sino que pueden estar distribuidos en varios sitios dentro de una red distribuida. Aunque el subsistema 54 de linea de distribución principal es mostrado esquemáticamente como una sola linea de distribución principal, modalidades alternativas del subsistema de linea de distribución principal pueden utilizar múltiples lineas de distribución principal. El sistema de computadora 22 en sí mismo puede ser de varios tipos en los que se incluye una computadora personal, una computadora portátil, una estación de trabajo, una terminal de computadora, una computadora de red, un sistema de control en un sistema de medición de frente onda o sistema quirúrgico por láser, una computadora principal, o cualquier otro sistema de procesamiento de datos. Debido a la naturaleza siempre cambiante de las computadoras y redes, la descripción del sistema de computadora 22 ilustrado en la Fig. 42 pretende solamente ser un ejemplo especifico con el propósito de ilustrar una modalidad de la presente invención. Muchas otras configuraciones del sistema de computadora 22 son posibles y tienen más o menos componentes que el sistema de computadora ilustrado en la Fig. 2, y el procesador del sistema 10 puede por lo menos en parte ser integrado al procesador de la Fig. 43. Refiriéndose ahora a la Fig. 3, una modalidad de un sistema 30 de medición de frente de onda es ilustrado esquemáticamente en forma simplificada. En términos muy generales, el sistema 30 de medición de frente de onda esta configurado para detectar pendientes locales de un mapa de gradiente que sale del ojo del paciente. Dispositivos a base del principio de Hartmann-Shack incluyen en general un arreglo de lentillas para tomar muestras del mapa de gradiente uniformemente en una abertura, que es comúnmente la pupila de salida del ojo. Después de esto, las pendientes locales del mapa de gradientes son analizadas para reconstruir la superficie de frente de onda o mapa. Más específicamente, un sistema 30 de medición de frente de onda incluye una fuente de imagen 32, tal como un láser, que proyecta una imagen de luz a través de tejidos ópticos 34 del ojo E para formar una imagen 44 sobre una superficie de la retina R. La imagen de la retina R es transmitida por el sistema óptico del ojo (por ejemplo, tejidos ópticos 34) y formados en imagen sobre un detector 36 de frente de onda mediante los elementos ópticos 37 del sistema. El detector 36 de frente de onda comunica señales a un sistema de computadora 22 prima para la medición de los errores ópticos en el tejidos ópticos 34 y/o determinación de un programa de tratamiento por ablación de tejido óptico. La computadora 22 prima puede incluir los mismos o similares elementos físicos como el sistema de computadora 22 ilustrado en las Figs. 1 y 2. El sistema de computadora 22 prima puede estar en comunicación con el sistema de computadora 22 que dirige el sistema 10 de cirugía por láser o algunos o todos los componentes del sistema de computadora 22 como 22 prima y el sistema 30 de medición de frente de onda y el sistema 10 de cirugía por láser pueden ser combinados o separados. Si se desea, los datos del detector 36 de frente de onda pueden ser transmitidos a un sistema 22 de computadora por láser vía medio tangible 29, via un puerto 1/0, via una conexión de red 66 tal como una intranet o internet o los semejantes. El detector 36 de frente de onda comprende en general un arreglo de lentillas 38 y un detector de imagen 40. A medida que la imagen de la retina R es transmitida a través de tejidos ópticos 34 y formada en imagen sobre la superficie del detector 40 de imagen y una imagen de la pupila P del ojo es ' similarmente formada en imagen sobre una superficie del arreglo de lentillas 38, el arreglo de lentillas separa la imagen transmitida en una disposición de haces 42 y (en combinación con uno de los componentes ópticos del sistema) forman las imágenes de los haces separados sobre la superficie del detector 40. El detector 40 comprende comúnmente un dispositivo de carga acoplada o "CCD" y detecta las características de estos haces individuales, que pueden ser usados para determinar las características de una región asociada de tejidos ópticos 34. En particular, en donde la imagen 44 comprende un punto o pequeño punto de luz, una ubicación de puntos transmitidos tal como es formada la imagen por un haz puede indicar directamente un gradiente local de la región asociada de tejido óptico. El ojo E define en general una orientación anterior AMP y una orientación posterior POS. La fuente de imagen 32 proyecta en general una imagen en una orientación posterior a través de tejidos ópticos 34 sobre la retina R como se índica en la Figura 3. Los tejidos ópticos 34 transmiten otra vez la imagen 44 de la retina anteriormente hacia el detector 36 de frente de onda. La imagen 44 realmente formada sobre la retina R puede estar distorsionada por cualesquier imperfecciones en el sistema óptico del ojo cuando la fuente de imagen es transmitida originalmente por los tejidos ópticos 34. Opcionalmente, los componentes ópticos 46 de proyección de fuente de imagen pueden estar configurados o adaptados para disminuir cualquier distorsión de la imagen 44. En algunas modalidades, los componente ópticos 46 de fuente de imagen puede disminuir los errores ópticos de bajo orden al compensar errores esféricos y/o cilindricos de los tejidos ópticos 34. Los errores ópticos de orden superior de los tejidos ópticos pueden también ser compensados por medio del uso de un sistema óptico adaptable, tal como un espejo deformable (descrito anteriormente en la presente) . El uso de una fuente 32 de imagen seleccionada para definir un punto o pequeño punto en la imagen 44 sobre la retina R puede facilitar el análisis de los datos provistos por el detector 36 de frente de onda. La distorsión de la imagen 44 puede ser limitada al transmitir una imagen fuente a través de una región central 48 de tejidos ópticos 34 que es más pequeña que una pupila 50, ya que la porción central de la pupila puede ser menos propensa a errores ópticos que la porción periférica. Sin consideración la estructura de fuente de imagen en particular, será en general benéfico tener una imagen 44 bien definida y exactamente formada sobre la retina R. Los datos de frente de onda pueden ser almacenados en un medio legible que se puede leer por computador o una memoria del sistema 30 del detector de frente de onda en dos órdenes separados que contienen los valores de gradiente de frente de onda de x e y obtenidos del análisis de punto de imagen de las imágenes del detector de Hartmann-Shack, más los dispersamientos del centro de la pupila x e y del centro nominal del arreglo de lentilla de Hartmann-Shack, tal como se mide por la imagen de la cámara de fluido de pupila (Fig. 43) . Tal información contiene toda la información disponible sobre el error de frente de onda del ojo y es suficiente para reconstruir el frente de onda o cualquier porción del mismo. En tales modalidades, no hay necesidad de reprocesar la imagen de Hartmann-Shack más de una vez, y el espacio de datos requeridos para almacenar la disposición del gradiente no es grande. Por ejemplo, para acomodar una imagen de una pupila con un diámetro de 8 milímetros, una infusión de tamaño 20 x 20 (esto es, 400 elementos) es frecuentemente suficiente. Como se puede apreciar, en otras modalidades, los datos de frente de onda pueden ser almacenados en una memoria de sistema detector de frente de onda en una sola disposición u múltiples disposiciones.

En tanto que los métodos de la presente invención en general serán descritos con referencia a la detección de una imagen 44, se debe entender que una serie de lecturas de datos de detector de frente de onda pueden ser tomadas. Por ejemplo, una serie de tiempo de lecturas de datos de frente de onda pueden ayudar a proporcionar una determinación global más exacta de las aberraciones de tejido ocular. Ya que los tejidos oculares pueden variar en forma en periodo de tiempo breve, una pluralidad de mediciones de detectores de frente de onda separadas temporalmente pueden evitar depender de una sola toma de las características ópticas como la base para un procedimiento de corrección de refracción. Todavía alternativas más adicionales están también disponibles, en las que se incluyen tomar datos de detector de frente de onda del ojo con el ojo en configuraciones, posiciones y/u orientaciones diferentes. Por ejemplo, un paciente frecuentemente mantendrá la alineación del ojo con el sistema 30 de medición de frente de onda al enfocar un objetivo de fijación, como se describe en la patente estadounidense No. 6,004,313, la plena en la cual es incorporada en la presente por referencia. Al hacer variar una posición del objetivo de fijación como se describe en aquella referencia, las características ópticas del ojo pueden ser determinadas en tanto que el ojo se acomoda o adapta para formar una imagen de un campo de visión a una distancia y/o ángulos variables .

Una modalidad alternativa de un sistema de medición de frente de onda es ilustrada en la Fig. 43A. Los componentes principales del sistema de la Fig. 43A son similares a aquellos de la Figura 3. Adicionalmente, la Fig. 43A incluye un sistema 53 óptico adaptable en forma de un espejo deformable. La imagen fuente es reflejada del espejo deformable 98 durante la transmisión a la retina R, y el espejo deformable está también a lo largo de la trayectoria óptica usada para formar la imagen transmitida entre la retina R y el detector 40 de formación de imagen. El espejo deformable 98 puede ser deformado controlablemente por el sistema de computadora 22 para limitar la distorsión de imagen formada sobre la retina o de imágenes subsecuentes formadas de las imágenes formadas sobre la retina, y pueden mejorar la exactitud de los datos de frente de onda resultante. La estructura y uso del sistema de la Fig. 43A son descritos más plenamente en la patente estadounidense No. 6,095,651, la primera relevación de la cual es incorporada en la presente por referencia. Los componentes de una modalidad de un sistema de medición de frente de onda para medir el ojo y ablaciones comprenden elementos de un sistema VISX WaveScan®, disponibles de VISX, Incorpórate de Santa Clara, California. Una modalidad incluye un sistema WaveScan con un espejo deformable como se describe anteriormente. Una modalidad alternativa de un sistema de medición de frente de onda es descrito en la patente estadounidense No. 6,271,915, la primera revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia. Cada uno de los cálculos de función de difracción puntual y modificaciones descritas anteriormente pueden ser efectuadas utilizando el sistema de computadora 22 de las Figs. 41 y 42, el procesador 30 de la computadora 22' de la Fig. 43, y/u otra computadora u otro procesador que tenga elementos físicos, elemento de formación y/o elementos fijos apropiados. Los varios cálculos y etapas de método descritos en la presente pueden ser efectuados por módulos y los módulos pueden comprenden cualquiera de una amplia variedad de elementos físicos y/o elementos de formación de procesamiento de datos digitales y/o análogos dispuestos para llevar a cabo las etapas de método descritos en la presente. Los módulos comprenden opcionalmente elementos físicos de procesamiento de datos adaptados para llevar a cabo una o más de estas etapas al tener códigos de programación de máquina apropiados asociados con los mismos, los módulos para dos o más etapas (o porciones de dos o más etapas) son integrados en un solo tablero de procesador o separados en diferentes tableros de procesador en cualquiera de una amplia variedad de arquitecturas de procesamiento integradas y/o distribuidas. Estos métodos y sistemas emplearán frecuentemente medios tangibles que implementan códigos que se pueden leer con máquina con instrucciones para llevar a cabo las etapas de método descritas anteriormente. Medios tangibles adecuados pueden comprender una memoria (en la que se incluyen una memoria volátil y/o una memoria no volátil) , medios de almacenamiento (tal como una grabación magnética sobre un disco flexible, disco duro, cinta o los semejantes; en una memoria óptica tal como un CD, CD-R/W, CD-ROM, DVD o los semejantes; o cualquier otro medios de almacenamiento digital o análogo) , o los semejantes. Para las soluciones analíticas descritas en la presente, algunas o todas las etapas de método pueden ser efectuadas con procesadores de computadora de capacidad moderada, esto es, un procesador 386 de ínter™ puede ser suficiente para calcular los coeficientes de Zernike y aún el procesador 286 puede ser fino. El escalamiento de coeficientes de Zernike fue descrito por Jim Schweigerling, en una publicación intitulada "Scaling Zernike Expansión Coefficients to Different Pupil Sizes," J. Opt. Soc. Am. A, 19(10), páginas 1937-1945 (10/2002). Ninguna memoria especial es necesaria (esto es, ninguna memoria temporal o memoria intermedia, todo se puede efectuar como variables regulares o usando registradores) . También, códigos apropiados pueden ser descritos en cualquiera de una amplia variedad de lenguajes de computadora, la modalidad ejemplar usa C++. Esta modalidad ejemplar puede comprender, por ejemplo, códigos que efectúan los cálculos del coeficiente de Zernike y/o reconstrucciones de Fourier, modelado de efecto visual y proporciona salidas gráficas y los semejantes. Resumiendo algo de lo anterior, para generar una función de difracción puntual real, los siguientes efectos fueron agregados a un modelo de función de difracción puntual y descritos anteriormente: fuentes de luz policromáticas; aberración cromática del ojo; respuesta visual dependiente de longitud de onda (a condiciones fotópicas y escotópicas) ; tamaños de pupila ajustables; efecto de Stiles-Crawford; y respuestas retinales no lineales; entre otras. Cada efecto fue probado independientemente y en combinación con otros efectos. Todos los efectos provocaron cambios significativos en la apariencia de la función de difracción puntual, el cambio más significativo fue causado por una combinación de una fuente de luz policromática, la aberración cromática y respuesta visual dependiente de longitud de onda. Al combinar estos efectos con sensibilidad al color humano (mapeo de longitudes de onda a intensidades de rojo, verde y azul) se puede señalar una función de expresión puntual a color. La retina demuestra una sensibilidad logarítmica a la luz que usualmente no ha sido incluida cuando se generan funciones de difracción puntual. Se encontró que este efecto cambia significativamente la apariencia de la función de difracción puntual y por consiguiente debe ser modelada cuando sea práctico. El tamaño de pupila teórico se hizo ya, provocando que tanto el tamaño como la forma de la función de expresión puntual cambiarán significativamente. Esto indica que cuando se analiza u observa una función de difracción puntual el tamaño de pupila debe ser incluido en el modelo. Se encontró que el efecto de Stiles-Crawford tiene el menor impacto de los efectos en listados anteriormente. El efecto fue más grande para pacientes con pupilas grandes, pero aún en algunos casos, no alteró fundamentalmente la imagen de la función de difracción puntual. Los resultados de las comparaciones de exactitud de frente de onda indican que la reconstrucción de Zernike de sexto orden no es suficiente para generar una función de difracción puntual plenamente exacta. Los tamaños y forma generales fueron similares, pero las imágenes a base de Fourier mostraron muchos elementos que no fueron físicos en las imágenes a base de Zernike. La función de respuesta de longitud de onda original se desplaza de condiciones fotópicas (que tienen una sensibilidad pico a 550 nm) a condiciones escotópicas (con una sensibilidad pico de 507 nm) . Asi, una función de difracción puntual de día y noche puede ser calculada a partir de la misma longitud de onda al permitir que el modelo se desplace de una función (modelando opcionalmente la respuesta de longitud de onda a condiciones fotópicas) a otra (respuesta de modelado a condiciones escotópicas) . El análisis demuestra que la mayoría de los pacientes experimentan un desplazamiento hacia iopia bajo condiciones nocturnas. Este desplazamiento miópico puede ser explicado por la preferencia del ojo escotópico por la luz azul, que tiene mayor desplazamiento cromático. Este análisis puede ser útil para pacientes que se quejan de miopia nocturna. En tanto que las modalidades ejemplares han sido descritas en un algún detalle, a manera de ejemplo y por claridad de entendimiento, aquellos de habilidad en la técnica reconocerán que una variedad de modificaciones, adaptaciones y cambios pueden ser usados. De aquí, el alcance de la presente invención debe estar limitado solamente por las reivindicaciones adjuntas.

Claims (25)

1. REIVINDICACIONES 1. Un sistema para evaluar o tratar un ojo, el sistema está caracterizado porque comprende: una entrada para recibir una señal de aberración óptica; un módulo acoplado a la entrada, el módulo determina una función puntual volumétrica a partir de la señal de aberración; y una salida acoplada al módulo, las salidas transmiten señales en respuesta a la función de difracción puntual volumétrica .
2. 2. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la entrada es acoplada a un detector de frente de onda .
3. 3. El sistema de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque las señales de salida indican el desempeño óptico del ojo.
4. 4. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la salida es acoplada a un sistema de láser de refracción.
5. 5. El sistema de conformidad con la reivindicación 4 , caracterizado porque el módulo comprende una porción de un procesador, el procesador deriva un patrón de energía de láser para mejorar el desempeño de refracción del ojo en respuesta a la señal de salida del módulo.
6. 6. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la función de difracción puntual volumétrica comprende una función de difracción puntual en una pluralidad de sitios esparcidos en todo un intervalo de distancia de la córnea del ojo, la retina es dispuesta en o cerca del intervalo de distancia.
7. 7. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el módulo determina la función de difracción puntual volumétrica en una pluralidad de diferentes tamaños de pupila.
8. 8. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el módulo determina la función de difracción puntual volumétrica a condiciones fotópicas .
9. 9. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el módulo determina la función de difracción puntual volumétrica a condiciones escotópicas.
10. 10. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque las señales de salida corresponden a una representación gráfica de la función de expansión puntual volumétrica.
11. 11. El sistema de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque la representación gráfica de la función de dispersión puntual volumétrica corresponde a la visión percibida de un paciente, el módulo está configurado para generar la función de difracción puntual volumétrica al modelar uno o más efectos visuales seleccionados de: luz de fuente policromática; aberración cromática del ojo; respuesta visual dependiente de longitud de onda a condiciones fotópicas y escotópicas; tamaño de pupila ajustable; efecto Stiles-Crawford; y respuesta retinal no lineal.
12. 12. El sistema de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque el módulo está configurado para generar una función de expresión puntual volumétrica postratamiento, la representación gráfica permite una comparación de la función de expresión puntual volumétrica con la función de difracción puntual volumétrica pos-tratamiento.
13. 13. El sistema de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado porque la función de difracción puntual volumétrica pos-tratamiento indica una extensión de un intervalo de lectura de por lo menos aproximadamente 2 dioptrías .
14. 14. Un sistema para evaluar o tratar un ojo de un paciente particular, el ojo tiene aberración óptica, el sistema está caracterizado porque comprende: una entrada para recibir una señal de aberración óptica correspondiente a la aberración del ojo; un módulo acoplado a la entrada, el módulo está configurado para determinar una función de difracción puntual percibida a partir de la señal de aberración mediante modelado: a) aberración cromática del ojo; y b) tamaño de pupila ajustable del ojo; y una salida acoplada al módulo, lá salida permite señales en respuesta a la función de difracción puntual percibida .
15. 15. El sistema de conformidad con la reivindicación 14, caracterizado porque el módulo está configurado de más para modelar uno o más efectos visuales seleccionados de: c) luz de fuente policromática; d) respuesta visual dependiente de longitud de onda a condiciones fotópicas y escotópicas; y e) respuesta retinal no lineal.
16. 16. El sistema de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado porque el módulo está configurado además para modelar cada uno de c)-e) .
17. 17. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque el módulo está configurado además para modelar el efecto de Stiles-Crawford.
18. 18. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque el sistema no modela el efecto de Stiles-Crawford .
19. 19. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque comprende además una pantalla gráfica acoplada a la salida, la pantalla gráfica ilustra la función de dispersión puntual percibida para modelar la percepción visual del paciente en respuesta a una imagen.
20. 20. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque comprende además una pantalla gráfica acoplada a la salida, la pantalla gráfica ilustra la función de difracción puntual percibida en una pluralidad de sitios esparcidos a través de un intervalo de distancia, la retina del paciente es dispuesta en o cerca del intervalo de distancia de la córnea del paciente, la función de difracción puntual percibida comprende una función de difracción puntual volumétrica.
21. 21. Un método para evaluar o tratar el ojo de un paciente particular, el ojo tiene aberración óptica, el método está caracterizado porque comprende: identificar la aberración óptica del ojo; determinar una función de difracción puntual percibida o función de difracción puntual volumétrica de la aberración; y mostrar gráficamente la función de dispersión puntual determinada .
22. 22. El método de conformidad con la reivindicación 21, caracterizado porque la función de difracción puntual determinada comprende una función de difracción puntual percibida, la pantalla gráfica de la función de difracción puntual correspondiente a la visión percibida de un paciente, el módulo está configurado para generar la función de difracción puntual volumétrica al modelar uno o más efectos visuales seleccionados de: luz de fuente policromática; aberración cromática del ojo; respuesta visual dependiente de longitud de onda a condiciones fotópicas y escotópicas; tamaño de pupila ajustable; efecto de Stiles-Crawford; y respuesta retinal no lineal.
23. 23. El método de conformidad con la reivindicación 21, caracterizado porque la función de dispersión puntual determinada comprende una función de difracción puntual volumétrica, la pantalla gráfica de la función de difracción puntual volumétrica incluye funciones de difracción puntual mostradas en una pluralidad de sitios esparcidos en todo o un intervalo de distancia de la córnea del ojo, la retina es dispuesta en o cerca del intervalo de distancia.
24. 24. El método de conformidad con la reivindicación 21, caracterizado porque comprende además mostrar la pantalla gráfica al paciente para validar objetivamente la percepción del paciente o la función de dispersión puntual determinada.
25. 25. El método de conformidad con la reivindicación 21, caracterizado porque comprende además desarrollar una prescripción de tratamiento de difracción utilizando la pantalla gráfica.