MXPA06014767A

MXPA06014767A - Correccion de presbiopia utilizando elementos opticos adaptables, alineacion del ojo con detector de frente de onda y blindaje de luz y metodos asociados.

Info

Publication number: MXPA06014767A
Application number: MXPA06014767A
Authority: MX
Inventors: Guangming Dai; Seema Somani
Original assignee: Visx Inc
Priority date: 2004-06-17
Filing date: 2005-06-17
Publication date: 2007-02-16
Also published as: JP5142712B2; US7748847B2; AU2005265171A1; EP1765147A1; US7387387B2; BRPI0512112A; EP1765147B1; US7771048B2; US20090015789A1; US7690789B2; EP1765147A4; CA2570724A1; JP2008503271A; US20080297723A1; US20080218693A1; US20050280777A1; US7513620B2; US20060017883A1; WO2006009909A1; US20090122265A1

Abstract

Se describen dispositivos, sistemas y metodos que miden, diagnostican y/o tratan uno o ambos ojos de un paciente. Sistemas de elementos opticos adaptables (tales como aquellos que tienen un espejo deformable) pueden ser configurados a una forma de prescripcion que mitiga la presbiopia asferica o multiesferica para medir mediciones objetivas y/o subjetivas de una prescripcion candidata. Una pluralidad de distancias de observacion permiten evaluaciones subjetivas y/u objetivas del desempeno utilizando un punto de luz o una imagen de observacion de prueba. Mediciones de aberraciones a condiciones de observacion seleccionadas (en las que se incluyen distancias y/o brillanteces) con tamanos de pupila correlacion pueden tambien ser provistos. Sistemas y metodos de medicion de frente de onda pueden ayudar a colocar y aislar el ojo de la luz ambiental.

Description

CORRECCIÓN DE PRESBIOPIA UTILIZANDO ELEMENTOS ÓPTICOS ADAPTABLES, ALINEACIÓN DEL OJO CON DETECTOR DE FRENTE DE ONDA Y BLINDAJE DE LUZ Y MÉTODOS ASOCIADOS ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La presente invención es concerniente con diagnosis y corrección óptica y en particular proporciona métodos, dispositivos y sistemas para tratamiento de presbiopia y otras condiciones de visión, para evaluar y derivar prescripciones para tratamiento de presbiopia y otras condiciones de visión y/o para medir la respuesta del ojo a diferentes condiciones de visualización. La presbiopía es una condición que afecta las propiedades de acomodo del ojo. A medida que los objetos se mueven más cercano a un ojo joven que funciona apropiadamente, la contracción del músculo ciliar y relajación zonular permiten que el cristalino del ojo se vuelva más redondo o más convexo y así incrementan su capacidad óptica y capacidad para enfocar a distancias cercanas. El acomodo puede permitir que el ojo se enfoque y vuelva a enfocar entre objetos cercanos y lejanos. La presbiopia se desarrolla normalmente a medida que una persona envejece y está asociada con una pérdida de acomodo progresiva natural llamada algunas veces como "vista cansada". El ojo con presbiopia frecuentemente pierde la capacidad para reenfocar rápida y fácilmente un objeto a distancias variables. También puede haber una pérdida de la capacidad de enfocar objetos a distancias cercanas. Aunque la condición avanza con el tiempo de vida de un individuo, los efectos de presbiopia se vuelven usualmente notables después de la edad de 45 años. A la edad de 65 años, la lente cristalina ha frecuentemente perdido casi todas sus propiedades elásticas y tiene capacidad solamente limitada para cambiar de forma. El acomodo residual se refiere a cantidad de acomodo que permanece en el ojo. Un grado más bajo de acomodo residual contribuye a presbiopia más severa mientras que una cantidad más alta de acomodo residual se correlaciona con presbiopia menos severa. Los métodos y dispositivos conocidos para el tratamiento de presbiopia buscan proporcionar visión que se aproxima a aquella de un eje emetrópico. En un ojo emetrópico, los objetos tanto distantes como lejanos pueden ser observados debido a las propiedades de acomodo del ojo. Para tratar los problemas de visión asociados con la presbiopia, se han usado tradicionalmente anteojos para leer por individuos para agregar más dioptrías de potencia al ojo, permitiendo así que el ojo se enfoque en objetos cercanos y mantenga una imagen clara. Este procedimiento es similar a aquel de tratar la hiperopía o vista lejana . La presbiopia también ha sido tratada con anteojos bifocales, en donde una porción de la lente es corregida en cuanto a visión a distancia y otra porción de la lente es corregida en cuanto a visión cercana. Cuando se observa a través de los bifocales, el individuo mira a través de la porción de lente corregida en cuanto a visión cercana. Cuando observa objetos distantes, el individuo mira más alto, a través de la porción de los bifocales corregida en cuanto a visión de distancia. Así, con poco o ningún acomodo, el individuo puede observar tiene objetos lejanos como cercanos. Lentes de contacto y lentes intra-oculares (IOL) también se han usado para tratar presbiopia. Un procedimiento es proporcionar al individuo con monovisión, en donde un ojo (usualmente el ojo primario) es corregido en cuanto a visión a distancia, en tanto que el otro es corregido en cuanto a visión cercana. Desafortunadamente, con monovisión, el individuo puede no ver claramente objetos que están colocados intermediamente debido a que el objeto está fuera de enfoque para ambos ojos. Así, un individuo puede tener problemas al ver con solamente un ojo o puede no ser apto de tolerar un desequilibrio en sus ojos. Además de monovisión, otros procedimientos incluyen corrección bilateral ya sea con lentes bifocales o lentes multifocales . En el caso de lentes bifocales, la lente es fabricada de tal manera que tanto como un punto distante como un punto cercano pueden ser enfocados. En el caso multifocal, pueden existir muchos puntos focales entre objetivos cercanos y objetivos lejanos. En el campo de cirugía de refracción, se han sugerido ciertos perfiles de ablación para tratar la condición, frecuentemente con el objetivo de incrementar el intervalo de enfoque del ojo (en lugar de restaurar el acomodo en el ojo del paciente) . Muchos de estos perfiles de ablación pueden proporcionar un solo enfoque excelente del ojo, todavía no proporcionan una profundidad de enfoque incrementada tal como agudeza a distancia óptima, agudeza cercana óptima y agudeza intermedia aceptable ocurran simultáneamente. Se han propuesto formas para proporcionar visión a distancia y cercana mejoradas, todavía los procedimientos actuales no proporcionan resultados ideales para todos los pacientes. Tales formas de tratamiento de presbiopia pueden ser combinados con tratamiento de refracción adaptados diseñados para tratar aberraciones irregulares del ojo de un paciente, en los que se incluyen tratamientos adaptados en base a mediciones de frente de onda del ojo. El tratamiento de presbiopia previo puede en general ser clasificado en dos procedimientos: pasivo y activo. Los tratamientos activos buscan en general restaurar el acomodo, tal como por medio del uso de una lente intra-ocular de acomodo artificial (IOL), bandas de expansión escleral (SEB) y terapias de fármaco. Los tratamientos pasivos buscan en general cambiar las propiedades ópticas del ojo humano para mantener una solución intermedia aceptable entre visión cercana y visión a distancia. Los tratamientos pasivos incluyen lentes multifocales y lentes de contacto bifocales, IOL, lentes de gafas o espejuelos, monovisión y los semejantes. Las efectividades tanto de técnicas activas como pasivas se han establecido en general por estudios clínicos humanos que llevan mucho tiempo, son caros y pueden involucrar aún un riesgo para los pacientes involucrados. El modelado óptico puede proporcionar discernimiento significativo a las técnicas propuestas, pero todavía persisten incertidumbres sustanciales, en las que se incluyen aquellas asociadas con la respuesta retinal y procesamiento neural de las señales ópticas transmitidas por medio de los elementos ópticos oculares. A la luz de lo anterior, sería deseable tener métodos mejorados, dispositivos y sistemas para diagnosis y/o tratamiento de presbiopia y otros defectos de visión. También sería deseable tener métodos mejorados, dispositivos y sistemas para medir la respuesta óptica y/o visual del sistema de visualización humano y para desarrollar nuevas prescripciones para tratar presbiopia y otros defectos de visión. Sería en general deseable incrementar el porcentaje de la población que pueda ser tratada efectivamente en cuanto a presbiopia y otros defectos de visión sin incrementar grandemente el costo, riesgo y/o complejidad de diagnosis y/o tratamiento con respecto a las técnicas actuales. También sería benéfico tener dispositivos y sistemas de medición mejorados los cuales mejoran la velocidad, facilidad de uso, exactitud y eficiencia para obtener mediciones de frente de onda del ojo de un paciente, idealmente en tanto que se disminuye los costos globales de tales mediciones .

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona en general dispositivos, sistemas y métodos mejorados para medir, diagnosticar y tratar uno o ambos ojos de un paciente. Las técnicas de la presente invención están particularmente bien adaptadas para tratar presbiopia y acomodo y/o son apropiadas para desarrollar nuevas prescripciones generales o adaptada para el tratamiento de presbiopia y otros defectos de visión. En muchas modalidades, las técnicas de la presente invención harán uso de los sistemas de elementos ópticos adaptables tales como espejos deformables. En lugar de solamente usar tales elementos ópticos adaptables para medir las aberraciones oculares de un paciente (al configurar el espejo deformable para compensar aberraciones) el sistema de elementos ópticos adaptables puede también ser configurado para (por ejemplo) , una forma prescripctiva que mitiga la presbiopia asférica o multi-esférica . Esto permitirá mediciones objetivas y/o subjetivas de una prescripción candidata por el paciente. Las mediciones de desempeño de prescripción objetivo pueden incluir formar la imagen de un punto de luz formado sobre la retina por medio del sistema óptico ocular utilizando frente de onda u otras técnicas de medición, idealmente usando un punto de luz que se origina en una pluralidad de distancias de visualización (tales como una distancia cercana, una distancia lejana y/o una distancia intermedia) . La evaluación de desempeño subjetivo de una prescripción candidato puede involucrar mostrar una imagen de observación de prueba (tal como una tabla de visión de Snellen, una escena natural o los semejantes) al ojo vía una trayectoria óptica que tiene el sistema de elementos ópticos adaptables. El paciente puede luego evaluar agudeza visual de la imagen de prueba, idealmente a una distancia de observación cercana, una distancia de observación lejana y/o una distancia de observación intermedia. Las mediciones de tamaño de pupila y aberraciones correspondientes a condiciones de observación seleccionadas (tales como distancias de observación seleccionadas y/o brillantez seleccionada) pueden también ser proporcionados, facilitando extensamente la derivación de prescripciones que mitigan la presbiopia adaptadas. También se proporcionan dispositivos y métodos de medición de aberración mejorados . En un primer aspecto, la invención proporciona un dispositivo de diagnóstico óptico que comprende un objetivo de observación ajustable para observar con un primer ojo de un paciente a una pluralidad de distancias de observación. Un sistema de elementos ópticos adaptable es dispuesto a lo largo de una trayectoria óptica entre el primero ojo y el objetivo de observación. Un procesador es acoplado al sistema de elementos ópticos adaptables y transmite señales al mismo. El sistema de elementos ópticos adaptables asume una configuración que mitiga la presbiopia candidata en respuesta a las señales. La configuración que mitiga la presbiopia candidata puede corresponder a una corrección de refracción asférica o multifocal candidata para el primer ojo. El sistema de elementos ópticos adaptables puede comprender un espejo deformable y una salida de corrección de refracción puede ser acoplada al procesador para emitir la corrección de refracción candidata. Un sistema de cirugía de los ojos por láser puede ser acoplado a la salida para permitir que el sistema de láser imponga la corrección de refracción candidata en el ojo. En algunas modalidades, la salida puede ser acoplada a un sistema de fabricación de lentes de contacto, un sistema de fabricación de lentes infraoculares y/o un sistema de fabricación de lentes de espejuelos o gafas. Un aberrómetro puede ser acoplado al primer ojo mediante la trayectoria óptica. El aberrómetro puede transmitir señales de aberración irregulares medidas al procesador. El procesador puede determinar las señales para transmisión al sistema de elementos ópticos adaptables en parte en respuesta a las señales de aberración medidas, de tal manera que el sistema de elementos ópticos adaptable en la configuración que mitiga la presbopía candidata compensa aberraciones del ojo. Un detector de frente de onda puede ser acoplado a la trayectoria óptica, comúnmente para medir aberraciones. Señales de retroalimentación pueden ser transmitidas de los detectores de frente de onda al procesador y el procesador puede reconfigurar el sistema de elementos ópticos adaptable en respuesta a las señales de retroalimentación. El procesador puede comprender un optimizador que está configurado para derivar una corrección de refracción que mitiga la presbiopia adaptada para el primer ojo. El objetivo de observación ajustable puede comprender una imagen de frente de onda, para análisis de frente de onda y una imagen de verificación para verificar la compatibilidad subjetiva del paciente con una corrección de refracción candidata . El procesador puede determinar el acomodo del ojo utilizando una diferencia entre una aberración de primer orden bajo medida por el detector de frente de onda cuando el objetivo ajustable tiene una primera distancia de observación y una segunda aberración de orden inferior medida por el detector de frente de onda cuando el objetivo ajustable tiene una segunda distancia de observación que es diferente de la primera distancia de observación. Opcionalmente, un dispositivo de medición puede estar orientado al primer ojo para transmitir una señal de tamaño de la pupila al procesador. Una entrada de brillantez puede recibir comandos de brillantez y una exposición de luz del ojo puede variar para inducir al primer ojo a cambiar de un primer tamaño de pupila a un segundo tamaño de pupila en respuesta al comando de brillantez. La entrada de brillantez puede ser acoplada al objetivo ajustable o una fuente de luz ambiental dirigida hacia el ojo. El dispositivo de medición del ojo puede comprender un pupilómetro, dispositivo de carga-acoplada (CCD) y/o los semejantes. En muchas modalidades, otro sistema óptico adaptable puede ser dispuesto a lo largo de otra trayectoria óptica acoplada a un segundo ojo. El procesador puede ser acoplado a los otros sistemas de elementos ópticos adaptables para transmitir señales de configuración que mitigan la presbiopia candidatas al mismo para permitir que el paciente evalúe la mitigación presbiópica binocular candidata. En otro aspecto, la invención proporciona un dispositivo de diagnóstico óptico que comprende un objetivo de observación ajustable y una trayectoria óptica para acoplar un primer ojo de un paciente con el objetivo de observación. Un dispositivo de entrada acoplado al objetivo de observación puede ajustar por lo menos uno de un nivel de brillantez o una distancia de observación para inducir cambios en el tamaño de pupila del primer ojo entre el primer tamaño de pupila y un segundo tamaño de pupila. Un dispositivo de medición puede ser orientado hacia el primer ojo en tanto que el primer ojo observa el objetivo. El dispositivo de medición transmite una primera señal de tamaño de pupila correspondiente al primer tamaño de pupila y una segunda señal de tamaño de pupila correspondiente al segundo tamaño de pupila. El objetivo de observación puede comprender un objetivo de observación ajustable que tiene una configuración de observación de distancia, una configuración de observación cercana y una configuración de observación a distancia intermedia. La distancia de observación óptica a lo largo de la trayectoria óptica entre el ojo y el objetivo de observación en la configuración intermedia puede ser variable. Un aberrómetro puede ser acoplado a la trayectoria óptica para medir primeras aberraciones del ojo cuando el ojo está en el primer tamaño de pupila y para medir segundas aberraciones del ojo cuando el ojo está en el segundo tamaño de pupila. Un procesador acoplado al aberrómetro puede determinar por lo menos un acomodo del ojo a partir de una diferencia entre una primera aberración medida del ojo, cuando el objetivo de observación ajustable está a una configuración de observación a distancia y una segunda aberración medida del ojo cuando la distancia de observación ajustable está en una configuración de observación cercana. El objetivo .de observación puede comprender un objetivo de observación ajustable que tiene un nivel de brillantez de observación ajustable o un nivel de brillantez ambiental ajustable. En otro aspecto, la invención proporciona un dispositivo de diagnóstico óptico para evaluar un ojo. El dispositivo comprende un objetivo de observación que tiene una primera configuración de observación con una primera distancia de observación y una segunda configuración de observación con una segunda distancia de observación. El objetivo de observación es acoplable al ojo mediante una trayectoria óptica. Un detector de frente de onda es acoplado a la trayectoria óptica para medir un primer frente de onda cuando el objetivo de observación está en la primera configuración y un segundo frente de onda cuando el objetivo de observación está en la segunda configuración. Un procesador es acoplado al detector de frente de onda. El procesador determina por lo menos un acomodo del ojo utilizando una diferencia entre el primer frente de onda medido y el segundo frente de onda medido . Opcionalmente, una entrada de nivel de brillantez puede ser acoplada a por lo menos uno del objetivo de observación o una fuente de luz ambiental dirigida hacia el ojo. El procesador puede determinar una pluralidad de acomodo a una pluralidad de condiciones de iluminación. En otro aspecto, la invención proporciona un método de diagnóstico óptico que comprende acoplar ópticamente un objetivo de observación con un primer ojo utilizando un sistema de elementos ópticos adaptables. El sistema de elementos ópticos adaptables puede estar configurado para corresponder con una corrección de refracción que mitiga la presbiopia candidata. El desempeño de la corrección candidata puede ser determinado en tanto que el objetivo de observación está separado por el ojo de una primera distancia de observación. El desempeño que mitiga la presbiopia de la corrección candidata puede también ser determinado en tanto que el objetivo de observación está separado del ojo por una segunda distancia de observación. El desempeño del ojo a las primeras y segundas distancias de observación puede ser determinado por lo menos en parte al medir una aberración de frente de onda del sistema óptico ocular a las primeras y segundas distancias de observación. El sistema de elementos ópticos adaptables puede estar configurado para compensar aberraciones irregulares del ojo en tanto que determina el desempeño de la corrección candidata . En otro aspecto, la invención proporciona un método de diagnóstico óptico que comprende observar un objetivo con un primer ojo bajo un primer conjunto de condiciones de observación. Un primer tamaño de pupila y una primera aberración del ojo son medidos bajo las primeras condiciones de observación. El ojo observa bajo un segundo conjunto de condiciones de observación que son diferentes del primer conjunto de condiciones de observación, para inducir al ojo a cambiar del primer tamaño de pupila a un segundo tamaño de observación. El segundo tamaño de pupila y una segunda aberración del ojo son medidos bajo las segundas condiciones de observación. Opcionalmente, una forma que mitiga la presbiopia candidata que ha sido generada en respuesta al primer tamaño de pupila, segundo tamaño de pupila y aberraciones del ojo con el primer tamaño de pupila pueden ser modelados. El objetivo puede ser observado con el ojo a lo largo de un tren óptico que incluye el modelo de la forma que mitiga la presbiopia. El primer conjunto de condiciones de observación puede comprender un primer nivel de brillantez y el segundo conjunto de condiciones de observación puede comprender un segundo nivel de brillantez que es significativamente diferente del primer nivel de brillantez para alterar la dilatación de pupila. El primer conjunto de condiciones de observación puede comprender una primera distancia de observación, en tanto que el segundo conjunto de condiciones de observación comprende una segunda distancia de observación que es suficientemente diferente que la primera distancia de observación para alterar la dilatación de pupila. En otro aspecto, la invención proporciona un método que comprende medir un ojo en tanto que el ojo está observando a una primera distancia de observación. El ojo es medido en tanto que el ojo está observando a una segunda distancia de observación y se determina un acomodo del ojo utilizando una diferencia entre la primera medición a la primera distancia de observación y la segunda medición a la segunda distancia de observación . Las mediciones del ojo pueden comprender mediciones de frente de onda y la etapa de determinación puede comprender identificar un cambio en aberración de bajo orden. La primera distancia de observación puede comprender una distancia de observación lejana predeterminada en tanto que la segunda distancia de observación puede comprender una distancia de observación cercana predeterminada o a más allá de un intervalo de acomodo del ojo. El acomodo puede ser determinado sin empañamiento del ojo. En todavía otro aspecto, la invención proporciona un sistema para medición de aberraciones oculares del ojo de un paciente. El ojo tiene una retina y el sistema es utilizable en una sala. El sistema comprende una fuente de luz que transmite luz para formar una imagen sobre la retina del ojo cuando el ojo está a una posición de medición del ojo. Una primera trayectoria óptica se extiende desde la posición de medición del ojo a un detector vía un arreglo de lentes. La imagen de la retina es transmitida a lo largo de la primera trayectoria óptica para permitir que el detector mida datos de frente de onda. Un primer blindaje puede ser dispuesto alrededor de la trayectoria óptica y aisla ópticamente el ojo de la luz ambiental de la sala durante mediciones de aberración del ojo. Un receptáculo puede opcionalmente ser dispuesto para alinear el ojo para mediciones de aberración con o sin el blindaje.

En muchas modalidades, el blindaje se extenderá sobre la trayectoria óptica a un receptáculo. El receptáculo comprenderá comúnmente una copa de ojo o los semejantes y tendrá más en general una superficie para acoplarse con tejidos cerca (y en muchos casos rodea) el ojo para colocar el ojo en o adyacente a la posición de medición del ojo. Esto puede facilitar significativamente el montaje e iniciación de las mediciones de frente de onda y aislamiento de la primera trayectoria óptica y/u ojo de la luz ambiental de la sala puede ayudar a disminuir o evitar alguna necesidad de obscurecer la sala durante las mediciones de frente de onda. La copa de ojos puede también (por lo menos en parte) restringir los movimientos del ojo durante mediciones de frente de onda, lo cual puede disminuir los errores inducidos por el movimiento. El blindaje puede comprender un tubo rígido, opcionalmente para ayudar a soportar la copa de ojos o un fuelle flexible o los semejantes (opcionalmente en combinación con una estructura de soporte de la copa de ojos separada) . En muchas modalidades, una segunda superficie (tal como una superficie de una segunda copa de ojos o los semejantes) puede ser provista para ponerse en contacto con tejidos adyacentes a otro ojo del paciente. Un objetivo de observación puede también ser provisto y una segunda trayectoria óptica se puede extender desde el objetivo de observación hacia el otro ojo. Un segundo blindaje separado se puede extender alrededor de la segunda trayectoria óptica y/o un blindaje se puede extender alrededor de las trayectorias ópticas alineadas con ambos ojo para proporcionar aislamiento binocular. Similarmente, imágenes objetivo de observación separadas pueden ser provistas, cada una asociadas con un ojo o una sola imagen puede ser presentada a ambos ojos. Cuando imágenes de observación separadas son incluidas, frecuentemente será similares en tamaño, estructura y/o color para facilitar la observación y fijación binocular. En todavía otro aspecto, la invención proporciona un método para la medición de aberraciones oculares del ojo de un paciente. El método comprende transmitir luz para formar una imagen sobre la retina del ojo cuando el ojo está a una posición de medición del ojo. Datos de frente de onda son medidos mediante un detector, el detector y un arreglo de lentillas son dispuestos en una trayectoria óptica de la retina. Un primer blindaje entre el ojo y el detector aisla ópticamente la trayectoria óptica de la luz ambiental de la sala durante mediciones de frente de onda.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS La figura 1 ilustra un sistema de ablación por láser de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La figura 2 ilustra un sistema de computadora simplificado de acuerdo con una modalidad de la presente invención . La figura 3 ilustra un sistema de medición de frente de onda de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La figura 3A ilustra otro sistema de medición de frente de onda de acuerdo con otra modalidad de la presente invención. La figura 4 ilustra esquemáticamente una medición ocular binocular y aparato de diagnóstico para medir acomodo, desarrollar o seleccionar una prescripción que mitiga la presbiopia, desarrollar formas que mitigan la presbiopia y los semejantes, de acuerdo con los principios de la presente invención. La figura 5 ilustra esquemáticamente un diagrama de bloques del sistema para un sistema de verificación de prescripción que mitiga la presbiopia utilizando el aparato de la figura 4. La figura 6 ilustra esquemáticamente un diagrama de bloques del sistema para optimización de presbiopia y verificación utilizando el aparato de la figura 4. La figura 7 es un diagrama de flujo que ilustra esquemáticamente la medición de aberraciones oculares y/o tamaños de pupila a una pluralidad de distancias de observación, brillanteces y los semejantes. La figura 8 es un diagrama de flujo que ilustra esquemáticamente un método para derivar y verificar una prescripción que mitiga la presbiopia adaptada para un paciente particular utilizando el aparato de la figura 4. La figura 9 ilustra esquemáticamente un aparato monoocular para diagnosticar y medir un ojo, desarrollar prescripciones que mitigan la presbiopia y los semejantes. La figura 10 ilustra esquemático un sistema de detector de frente de onda que tiene un blindaje para aislar ópticamente un ojo de la luz ambiental y una copa de ojos para colocar un ojo en una posición de medición. Las figuras 11A-11E ilustran esquemáticamente una pluralidad de estructuras de blindaje.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona en general dispositivos, sistemas y métodos para diagnosticar, medir y tratar uno o ambos ojos de un paciente. La invención permite que formas que mitigan la presbiopia adaptadas o generales sean desarrolladas y mejoradas. La invención también permite que el acomodo de un ojo sea determinado objetivamente, opcionalmente en base a mediciones de los elementos ópticos oculares. La invención también permite que prescripciones de ojos de refracción candidatas sean evaluadas objetiva y/o subjetivamente, frecuentemente sin tener que fabricar una o más lentes de prueba individual, aún cuando formas prescriptivas adaptadas van a ser implementadas y evaluadas a una pluralidad de condiciones de observación (tal como diferentes distancias de observación, condiciones de iluminación y los semejantes). De aquí, estas invenciones encontrarán aplicaciones para medir y tratar una variedad de defectos de refracción u otros defectos del ojo, en los que se incluyen presbiopia, errores esféricos (en los que se incluyen miopía e hiperopía) , astigmatismo regular e irregular (en los que se incluyen aberraciones de orden superior) y los semejantes y puede también encontrar uso ventajoso para desordenes de procesamiento retinal o neural tal como degeneración macular relacionada con la edad (ADM) y los semejantes. Muchas modalidades de la presente invención harán uso de sistemas ópticos adaptables tales como aquellos que incluyen un espejo deformable o los semejantes. Los sistemas de elementos ópticos adaptables son apropiados para medir aberraciones oculares de un paciente, frecuentemente al impulsar el espejo deformable a una configuración que compensa la aberración global del ojo. Al utilizar un sistema de elementos ópticos adaptables, el paciente puede observar una tabla de objetivos de prueba optométricos (tales como un ojo) para probar la agudeza visual subjetiva y sensibilidad de contraste. Las superficies ópticas para corrección de presbiopia pueden ser provistas mediante derivación teórica, modelado óptico, estudios clínicos empíricos o los semejantes y estas formas que mitigan la presbiopia pueden ser verificadas con técnicas de la presente invención para asegurar que el paciente obtenga una visión cercana, intermedia y a distancia satisfactoria . Los elementos ópticos adaptables también facilitarán el escalamiento, adaptación y optimización de superficies ópticas para corrección de presbiopia, frecuentemente sin necesidad de fabricar lentes de prueba o los semejantes. Por ejemplo, tamaños de pupila a diferentes distancias objetivo y diferentes condiciones de iluminación pueden ser medidas. El acomodo residual correspondiente puede también ser medido, ya sea subjetivamente (por ejemplo, al hacer variar una distancia de observación y pregunta al paciente para determinar el intervalo de acomodo) u objetivamente (al medir características ópticas oculares en tanto que el ojo está relajado u observando al infinito y en tanto que el ojo está intentando observar una imagen cercana en o más allá de intervalo de acomodo del paciente) . Los tamaños de pupila, acomodo residual y/o las aberraciones oculares pueden ser usados para derivar o seleccionar una superficie candidata óptima para el tratamiento de presbiopia. La superficie óptica que mitiga la presbiopia frecuentemente será combinada con las aberraciones oculares del paciente para configurar el sistema óptico adaptable de tal manera que un tratamiento propuesto pueda ser verificado subjetivamente por el paciente antes de cirugía de los ojos por láser, fabricación e inserción de una lente infraocular, fabricación de lentes de contacto o espejuelos o gafas y los semejantes . La presente invención puede ser fácilmente adaptada para uso con sistemas de láser existentes, sistemas de medición de frente de onda y otros dispositivos de medición ópticos. En tanto que los sistemas, elementos de programación y métodos de la presente invención son descritos principalmente en el contexto de un sistema de cirugía para los ojos con láser, se debe comprender que la presente invención puede ser adaptada para uso en procedimientos y sistemas de tratamiento de los ojo alternativos tales como lentes de espejuelos, lentes infraoculares, lentes de contacto, implantes de anillo corneal, remodelado térmico de tejido corneal colágeno y los semejantes. Refiriéndose ahora a la figura 1, un sistema 10 de cirugía de los ojos por láser de la presente invención, incluye un láser 12 que produce un haz 14 de láser. El láser 12 es acoplado ópticamente a los elementos ópticos 16 de alimentación de láser, que dirigen el haz de láser 14 al ojo de un paciente P. Una estructura de soporte de los 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 elementos 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 impulsos que producen láser de argón-flúor de luz de láser que tiene una longitud de onda de aproximadamente 193 nm. El láser 12 preferiblemente será diseñado para proporcionar una fluencia estabilizada por retroalimentación en el ojo del paciente, alimentada vía los elementos ópticos 16 de alimentación de láser. La presente invención puede también ser útil con fuentes alternativas de radiación ultravioleta o infrarroja, particularmente aquellas adaptadas para someter a ablación controlablemente el tejido corneal sin provocar daños significativos a tejidos adyacentes y/o subyacentes del ojo. En modalidades alternativas, la fuente de haz de láser emplea una fuente de láser de estado sólido que tiene una longitud de onda de entre 193 y 215 nm, como se describe en las patentes estadounidenses No. 5,520,679 y 5,144,630 expedidas a Lin y 5,742,626 expedida a Mead, las plenas revelaciones de las cuales son incorporadas en la presente por referencia. En otra modalidad, la fuente de láser es un láser infrarrojo como se describe en las patentes estadounidenses No. 5,782,822 y 6,090,102 expedidas a Telfair, las plenas revelaciones de las cuales son incorporadas en la presente por referencia. Aquí, 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 los elementos ópticos 16 de alimentación del láser dirigirán en general el haz de láser 14 al ojo del paciente P bajo la dirección de un sistema de computadora 22. El sistema de computadora 22 frecuentemente ajustará selectivamente el haz de láser 14 para exponer porciones de la cornea a los impulsos de energía de láser para efectuar es un esculpido predeterminado de la córnea y alterar las características de refracción del ojo. En muchas modalidades, tanto el láser 12 como el sistema 16 óptico de alimentación de láser estarán 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 pueden ser resumidos 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 una entrada de retroalimentación al sistema de computadora 22 de un sistema de análisis de imagen automatizado (o introducido manualmente al procesador por un operador del sistema) en respuesta a datos de retroalimentación en tiempo real proporcionados de un sistema de retroalimentación del sistema de verificación de ablación. El sistema 10 de tratamiento por láser y sistema de computadora 22 pueden continuar y/o terminar un tratamiento de esculpido en respuesta a la retroalimentación y puede también opcionalmente modificar el esculpido planeado en base 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 el arte. Por ejemplo, integradores espaciales y/o temporales pueden ser incluidos para controlar la distribución de energía en el haz de 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. Empacadores/filtros efluentes de ablación, aspiradores y otros componentes auxiliares del sistema de cirugía por láser son conocidos en el arte. Detalles adicionales de sistemas apropiados para efectuar un procedimiento de ablación por láser se pueden encontrar en las patentes estadounidenses cedidas en común Nos. 4,665,913; 4,669,466; 4,732,148; 4,770,172; 4,773,414; 5,207,668; 5,108,388; 5.,219,343; 5,646,791; y 5,163,934, las plenas revelaciones de las cuales son incorporadas en la presente por referencia. Sistemas apropiados también incluyen sistemas de láser de refracción disponibles comercialmente tales como aquellos manufacturados y/o vendidos por Alcon, Bausch & Lomb, Nidek, aveLight, LaserSight, Schwind, Zeiss Meditec y los semejantes. La figura 2 es un diagrama de bloques simplificado de un sistema de computadora ejemplar 22 que puede ser usado por el sistema de cirugía por 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 línea de distribución principal 54. Estos dispositivos periféricos pueden incluir un subsistema de almacenamiento 56, que comprende un subsistema de memoria 58 y un subsistema 60 de almacenamiento de archivos, dispositivos de entrada de interfase con el usuario 62, dispositivos de salida de interfase con el usuario 64 y un subsistema de interfase de red 66. El subsistema de interfase de red 66 proporciona una interfase a redes externas 68 y/u otros dispositivos, tales como el sistema de medición de frente de onda 30. Dispositivos de entrada de interfase con el usuario 62 pueden incluir un teclado, dispositivos de apuntamiento tales como un ratón, bola de seguimiento, teclado o tableta de gráficos, un escáner, pedales para el pie, una palanca de juegos, una pantalla de contacto incorporada a la pantalla, dispositivos de entrada de audio tales como sistemas de reconocimiento de voz, micrófonos y otros tipos de dispositivos de entrada. Los dispositivos de entrada del usuario 62 frecuentemente serán usados para descargar un código ejecutable por computadora de medios de almacenamiento tangibles 29 que implementan cualquiera de los métodos de la presente invención. En general, se pretende que el uso del término "dispositivo de entrada" incluya una variedad de dispositivos convencionales y patentados y modos para introducir información al sistema de computadora 22.

Los dispositivos 64 de salida de interfase con el usuario pueden incluir un subsistema indicador, una impresora, una máquina de facsímile o indicadores no visuales tales como dispositivos de salida de audio. El subsistema indicador 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 indicador puede también proporcionar una indicación no visual tal como vía dispositivos de salida de audio. En general, se pretende que el uso del término "dispositivo de salida" incluya una variedad de dispositivos convencionales y patentados y métodos para emitir información del sistema de computadora 22 a un usuario. El subsistema de almacenamiento 56 almacena la programación básica y construye datos que proporcionan la funcionalidad de 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 describe 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 el subsistema 60 de almacenamiento de archivos. El subsistema de memoria 58 incluye comúnmente una diversidad de memorias que incluyen una memoria de acceso aleatorio principal (RAM) 70 para el almacenamiento de instrucción y datos durante la ejecución del programa y una memoria de solo lectura (ROM) 72 en la cual instrucciones fijas son almacenadas. El subsistema 60 de almacenamiento de archivos proporciona el almacenamiento persistente (no volátil) para archivos de programa y datos puede incluir medios de almacenamiento tangibles 29 (figura 1) los cuales pueden opcionalmente implementar 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 de 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 compacto (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 remotos en otra computadoras conectadas en otros sitios acoplados 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 entre sí como se pretende. Los varios subsistemas y componentes del sistema de computadora 22 no necesitan estar en el mismo sitio físico sino que pueden estar distribuidos en varias locaciones o sitios dentro de una red distribuida. Aunque el subsistema de línea de distribución principal 54 es mostrado esquemáticamente como una sola línea de distribución principal, modalidades alternativas del subsistema de línea de distribución principal pueden utilizar múltiples líneas de distribución principal. El sistema de computadora 22 en si mismo puede ser de varios tipos en los que se incluyen 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 de onda o sistema de cirugía 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 figura 2 pretende ser solamente un ejemplo específico por propósitos de ilustrar una modalidad de la presente invención. Muchas otras configuraciones del sistema de computadora 22 son posibles que tienen más o menos componentes que el sistema de computadora ilustrado en la figura 2. Refiriéndose ahora a la figura 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 está 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 muestra 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 gradiente son analizadas para reconstruir la superficie o mapa de frente de onda. 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 fuente a través de los 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 formada en imagen o impresa sobre un detector de frente de onda 36 mediante los elementos ópticos 37 del sistema. El detector 36 de frente de onda comunica señales al sistema de computadora 22' para la medición de los errores ópticos en los tejidos ópticos 34 y/o determinación de un programa de tratamiento por ablación del tejido óptico. La computadora 22' puede incluir los mismos elementos físicos o elementos físicos similares como el sistema de computadora 22 ilustrada en las figuras 1 y 2. El sistema de computadora 22' 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' del sistema 30 de medición de frente de onda y el sistema 10 de cirugía por láser pueden estar combinados o separados. Si se desea, los datos del detector 36 de frente de onda pueden ser transmitidos a un sistema 22 de computadora láser vía medios tangibles 29, vía un puerto de I/O, vía una conexión de red 66, tal como intranet o internet o los semejantes. El detector 36 de frente de onda comprende en general un arreglo o disposición de lentillas 38 y un detector 40 de imagen. A medida que la imagen de la retina es transmitida a través de los tejidos ópticos 34 e impresa o formada en imagen sobre una superficie del detector 40 de imagen y una imagen de la pupila P del ojo es impresa o formada en imagen similarmente sobre una superficie del arreglo o disposición de lentillas 38, el arreglo o disposición de lentillas separa la imagen transmitida a una disposición de haces 42 (en combinación con otros componentes ópticos del sistema) forma en imágenes los haces separados sobre la superficie del detector 40. El detector 40 comprende comúnmente un dispositivo de acoplamiento cargado o "CCD", y detecta las características de estos haces individuales, los cuales pueden ser usados para determinar las características de una región asociada de los tejidos ópticos 34. En particular, en donde la imagen 44 comprende un punto o punto pequeño de luz, una ubicación del punto transmitido tal como es impreso o formado en imagen por un haz puede indicar directamente un gradiente local de la región asociadas de tejido óptico. El ojo E define en general una orientación ANT y una orientación posterior POS. La fuente 32 de imagen proyecta en general una imagen en una orientación posterior a través de los tejidos ópticos 34 sobre la retina R como se indica en la figura 3. Los tejidos ópticos 34 otra vez transmiten la imagen 44 de la retina anteriormente hacia el detector 36 de frente de onda. La imagen 44 formada realmente 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 elementos 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 elementos ópticos 46 de fuente de imagen pueden disminuir los errores ópticos de orden más bajo al compensar errores esféricos y/o cilindricos de los tejidos ópticos 34. Errores ópticos de orden superior de los tejidos ópticos pueden también ser compensados por medio del uso de un sistema de elementos ópticos adaptables, tal como un espejo deformable (descrito posteriormente en la presente). El uso de una fuente de imagen 32 seleccionada para definir un punto o pequeño punto en la imagen 44 sobre la retina R puede facilitar el análisis de los datos proporcionados por el detector 36 de frente de onda. La distorsión de la imagen 44 puede estar 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 de la estructura de fuente de imagen 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 29 que se puede leer en computadora o una memoria del sistema 30 de detecto de frente de onda en dos disposiciones separadas que contienen los valores de gradientes de frente de onda x e y obtenidos de un análisis puntual de imagen de las imágenes del detector de Hartmann-Shack, más los desplazamientos centrales de pupila x e y del centro nominal de la disposición de lentillas de Hartmann-Shack, tal como se mide por la imagen la cámara 51 de pupila (figura 3) . 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 de gradiente no es grande. Por ejemplo, para acomodar una imagen de una pupila con un diámetro de 8 milímetros, una disposición de tamaño de 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 del sistema de detector de frente de onda en una sola disposición o múltiples disposiciones . En tanto que los métodos de la presente invención serán descritos en general 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 tomados. Por ejemplo, una serie en el tiempo de lecturas de datos de frente de onda puede ayudar a proporcionar una determinación global más exacta de las aberraciones del tejido ocular. Ya que los tejidos oculares pueden variar en forma en un período de tiempo breve, una pluralidad de mediciones del detector de frente de onda separadas temporalmente puede evitar depender de una sola instantánea de las características ópticas como la base para un procedimiento de corrección de refracción. Todavía alternativas adicionales también están disponibles, en las que se incluyen tomar datos del detector de frente de onda del ojo con el ojo en diferentes configuraciones, posiciones y/u orientaciones. Por ejemplo, un paciente frecuentemente ayudará a mantener la alineación del ojo con un sistema 30 de medición de frente de onda al enfocarse sobre un objetivo de fijación, como se describe en la patente estadounidense No. 6,004,313, la plena revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia. Al hacer variar la 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 la imagen un campo de visión a una distancia y/o ángulos variables. La ubicación del eje de pupila del ojo puede ser verificada por referencia a los datos proporcionados de una cámara 52 de pupila. En la modalidad ejemplar, la cámara 52 de pupila forma imágenes de la pupila 50 para determinar la posición de la pupila para el registro de los datos de detector de frente de onda en relación con los tejidos ópticos. Una modalidad alternativa de un sistema de medición de frente de onda es ilustrado en la figura 3A. Los componentes principales del sistema de la figura 3A son similares a aquellos de la figura 3. Adicionalmente, la figura 3A incluye un sistema 53 de elementos ópticos adaptables en forma de un espejo deformable. La fuente de imagen 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 la imagen formada sobre la retina o de imágenes subsecuentes formadas de las imágenes formadas sobre la retina y puede mejorar la exactitud de los datos de frente de onda resultantes. La estructura y uso del sistema de la figura 3A son descritos más plenamente en la patente estadounidense NO. 6,095,651, la plena revelación 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®, disponible de VISX, Incorporated 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 plena revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia. Refiriéndose ahora a la figura 4, un aparato 110 de elementos ópticos adaptable incluye en general una trayectoria óptica 112R que se acopla un objetivo ajustable 114 con un ojo derecho 116R de un paciente. Una trayectoria óptica similar 112L acopla el objetivo ajustable 114 con un ojo izquierdo 116L, proporcionando mediante esto un sistema de observación binocular. Ya que los componentes de la trayectoria óptica, detectores y los semejantes del aparato 110 a lo largo de la trayectoria óptica derecha 112R son en general aquellos de la trayectoria óptica izquierda 112L, solamente el lado derecho necesita ser descrito para entender la estructura y uso del aparato. La trayectoria óptica 112R incluye una serie de lentes L y espejos M que acoplan ópticamente el objetivo ajustable 114 al ojo derecho 116R vía un espejo deformable 118R. Un detector HS de frente de onda de Hartmann-Schack es acoplado a la trayectoria óptica 112R mediante un divisor de haz BS para medición de aberraciones del ojo 116R. Un detector 120 es también acoplado a la trayectoria óptica 112R mediante uno o más divisores de haz BS para medición del tamaño de una pupila del ojo 116R y puede también ser usado para determinar la posición del ojo y los semejantes, como se describe anteriormente con respecto al sistema de medición de frente de onda de la figura 3. El objetivo ajustable 114 transmite una imagen a lo largo de la trayectoria óptica 112R, la luz es perfilada por una abertura A que tiene un retén de campo, la luz luego es colimada por una lente L de longitud focal ajustable antes de ser dirigida a lo largo de la trayectoria óptica utilizando un prisma P. En el extremo de la trayectoria óptica adyacente al ojo 116R, la luz es re-colimada por la lente L para avanzar a través de los elementos ópticos del ojo, principalmente la cornea y el cristalino del ojo, para formar una imagen sobre la retina . Cuando el aparato 110 es usado para mediciones subjetivas, la luz de la retina regresa a través de los elementos ópticos oculares y lentes adyacentes L de la trayectoria óptica 112R y es dividida de la trayectoria óptica por un primer divisor de haz BS . Esta luz de imagen retinal es dividida en dos canales por un segundo divisor de haz BS . Un primero de estos dos canales es dirigido por una lente L al detector 120 para formar la imagen de la pupila, el detector frecuentemente comprende un dispositivo cargado acoplado (CCD) , un pupilómetro y/o los semejantes. El segundo canal es dirigido del divisor de haz BS vía la lente adyacente L al detector HS de frente de onda de Hartmann-Schack. Cuando el espejo deformable está en un configuración plana, una medición de aberración ocular total inicial puede ser tomada del ojo 116R, frecuentemente usando el objetivo ajustable 114 en una configuración de observación a distancia. Utilizando esta medición inicial, el espejo deformable puede ser configurado para compensar aberraciones oculares. Cuando el objetivo ajustable 114 es movido a una distancia intermedia, cualquier acomodo residual se puede eliminar. Con una fuente de luz cercana, el acomodo residual pleno del ojo puede ser usado cuando el paciente trata de enfocarse sobre el objetivo, particularmente si el objetivo está en o más allá del acomodo de observación cercana del ojo. Si el detector HS de frente de onda de Hartmann-Shack mide la aberración del ojo en tanto que el cristalino del ojo está en su configuración de observación más cercana, el cambio total en la aberración ocular entre la medición de observación a distancia y las mediciones de observación cercana permiten una determinación objetiva de un acomodo residual. Nótese que el ojo puede, pero no necesariamente ser empañado al disminuir gradualmente la distancia de observación a justo más allá del intervalo de acomodo. Por supuesto, distancias de observación predeterminadas (tal como una configuración de observación a distancia mayor de 8 pies, opcionalmente a aproximadamente 20 pies y una configuración de observación cercana de menos de 5 pies, frecuentemente es de 2 pies y opcionalmente es de aproximadamente 16 pulgadas) puede ser suficiente para medir el cambio en aberración ocular para los ojos de algunos o todos los pacientes, particularmente pacientes en o por encima de una edad predeterminada (tal como de más de 30 años, frecuentemente es de más de 45) . El objetivo de observación ajustable 114 incluirá frecuentemente una fuente de luz de luz visible tal como un diodo emisor de luz (LED) , un diodo de láser y bombilla incandescente o fluorescente o los semejantes. Opcionalmente, la fuente de luz del objetivo ajustable 14 es ajustable el nivel de brillantez y/o distancia de observación. El objetivo ajustable 114 tendrá comúnmente una entrada para hacer variar la distancia de observación y/o nivel de brillantez, la entrada frecuentemente es acoplada a un sistema de control por computadora 122. En otras modalidades, el ajuste del nivel de brillantez o distancia de observación puede ser efectuado mediante una entrada manual, una torreta de lentes alternativamente seleccionables, filtros, elementos ópticos holográficos o los semejantes. Si el objetivo ajustable 114 no está bajo el control del sistema 122 de control por computadora (mediante acoplamiento de una entrada del objetivo ajustable a una salida de señal de control del sistema de computadora) , entonces, el objetivo ajustable frecuentemente transmitirá una señal a una computadora para indicar la configuración de observación del objetivo durante las mediciones. En algunas modalidades, el ajuste del nivel de brillantez puede ser efectuado utilizando una o más luces ambientales 124, la entrada para ajustar el nivel de brillantez siendo opcionalmente acoplado a la luz ambiental 124 y una fuente de luz de brillantez ajustable del objetivo 114 o al utilizar una fuente de luz de brillantez fija dentro del objetivo 114 en combinación con luz ambiental 124 para alterar el nivel de brillantez global a los ojos 116R, 116L. El ajuste del nivel de brillantez de observación ambiental y/u objetivo permite que el aparato 110 mida el tamaño de pupila y/o aberraciones bajo diferentes condiciones de observación de nivel de brillantez. A medida que el nivel de brillantez del objetivo de observación o luz ambiental se incrementa, el tamaño de pupila disminuye. Adicionalmente, a medida que los ojos se ajustan desde una distancia de observación cercana a una distancia de observación lejana, el tamaño de pupila también frecuentemente disminuirá. El aparato 110 puede ser usado en una sala que tiene una iluminación de sala baja u oscurecida para facilitar mediciones de nivel de brillantez baja o un alojamiento o cortina puede ser provisto para limitar el efecto de iluminación de la sala sobre el ojo. La medición de los ojos en una matriz de diferentes condiciones de observación facilitará, prescripciones adaptadas para los ojos del paciente. Preferiblemente, mediciones de pupila y/o mediciones de aberración serán efectuadas a una pluralidad de condiciones de observación, preferiblemente a 3 o más condiciones de observación diferentes, idealmente a 4 o más condiciones de observación. Esto puede facilitar el desarrollo o selección de presbiopia y otras formas que mitigan defectos de refracción para el ojo que son apropiados para tareas típicas a múltiples condiciones de observación. Por ejemplo, la forma precriptiva puede ser seleccionada para proporcionar buena agudeza para leer (frecuentemente sin lentes para leer) a una configuración de observación cercana relativamente brillante de la pupila y elementos ópticos oculares; idealmente en tanto que también proporciona buena agudeza visual para leer señal a una distancia lejana y/o instrumentos del tablero de instrumentos a una distancia intermedia cuando se conduce en la noche; en tanto que también se mantiene la mejor agudeza de observación de distancia disponible bajo condiciones de luz brillante. De aquí, más de un acomodo de cada ojo 116R, 116L puede ser medido para indicar la capacidad de ajuste del cristalino y otros elementos ópticos oculares del ojo a diferentes condiciones de iluminación. El objetivo ajustable 114 frecuentemente será configurado para proporcionar tres tipos de distancia de observación: observación cercana (comúnmente a menos de aproximadamente 2 pies, frecuentemente alrededor de 16 pulgadas) , observación a distancia (comúnmente a más de aproximadamente 5 pies, frecuentemente a alrededor de 8 pies o más, opcionalmente a 10 pies o más y en algunas modalidades, a aproximadamente 20 pies o más), y una distancia de observación intermedia o media. La distancia de observación intermedia puede ser ajustable a una pluralidad de diferentes ajustes o en todo un intervalo. La distancia de observación intermedia del objetivo ajustable 114 frecuentemente será ajustable dentro de un intervalo de aproximadamente 2 a aproximadamente 8 pies, frecuentemente siendo ajustable dentro de un intervalo de aproximadamente 32 pulgadas a aproximadamente 5 pies. En distancia lineal real a lo largo de la trayectoria óptica 112R entre el ojo 116R y el objetivos ajustable 114 no necesita corresponder necesariamente con la distancia de observación óptima, ya que la lente L, espejos M u otros elementos ópticos pueden ser usados para ajustar la distancia de observación óptica. De aquí, la fuente de luz y retención de campo del objetivo ajustable 114 pueden permanecer a la misma distancia separados en todas las configuraciones de observación cercana, intermedia y a distancia utilizando una disposición de lente de acercamiento, torreta seleccionable, o los semejantes. El objetivo ajustable 114 puede tener una pluralidad de imágenes objetivo. Para facilitar mediciones de frente de onda, el objetivo ajustable 114 puede incluir una imagen objetivo puntual que proyecta un punto de luz sobre la retina de los ojos 116R, 116L. La imagen de luz puntual puede luego ser usada por el detector HS de Hartmann-Shack junto con su dispositivo de captura de imagen asociado tal como una CCD 126 y un módulo de análisis relacionado de computadora 122 para medir aberraciones de frente de onda, como se describe anteriormente. De aquí, esta imagen puede comprender una imagen de medición de aberración. Junto con una imagen de medición de aberración, el objetivo ajustable 114 puede también incluir cualquiera de una amplia variedad de formas de imagen de prueba de verificación tales como una o más letras de una tabla de examen de la vista de Snellen, una imagen de paisaje (particularmente para observación a distancia) , una imagen de retrato (tal como para observación intermedia), texto pequeño o imagen de detalle (por ejemplo, para verificar la agudeza visual cercana) y los semejantes. Ya que el desempeño visual puede depender de la alineación del ojo 116R, el espejo deformable 118R y las imágenes de evaluación visual existentes de imagen de verificación puede ser modificadas. Específicamente, en lugar de que el ojo barra o explore las varias líneas de letras en la tabla de examen de la vista de Snellen el objetivo ajustable 114 (y mediante esto moviéndose dentro y fuera de alineación con el espejo deformable 118R) , la tabla de examen de la vista se puede mover o solamente una letra de la tabla de examen de la vista puede ser mostrada en un tiempo. Esto puede ayudar al espejo deformable a compensar exactamente la aberración de alto orden del ojo, también como mantener una forma que mitiga la presbiopia candidata asférica o multifocal modelada por el espejo deformable 118R a la alineación axial deseada con el ojo y/o los semejantes. Un número de diferentes espejos deformables o espejos activos pueden ser usados, en los que se incluyen membrana de primera o segunda generación o espejos de hoja, espejos de microchip que tienen 100,000 o más facetas, y los semejantes. En la modalidad ejemplar, el espejo deformable 118R puede comprender un sistema tal como aquel disponible comercialmente de Xinetics, Inc. ubicado en Devens, MA. Espejos deformables alternativos pueden están disponibles comercialmente de Boston Micromechines, ubicado en Waterto n, MA, o de FRAUNHOPER-INSTITUTE FOR PHOTONIC MICROSYSTEMS de Dresden, Alemania. En lugar de usar un espejo deformable, otras formas de elementos ópticos adaptables pueden también ser usados. El CCD del detector 120 puede incluir o ser acoplado a elementos de programación de análisis de imagen y/o elementos físicos para permitir que el detector 120 mida el tamaño de la pupila y la del ojo. Pupilómetros disponibles comercialmente pueden también ser usados, en los que se incluyen aquellos disponibles de PROCYON INSTRUMENTS, LTD. Bajo los números de modelo P2000SA y P3000 ubicados en el Reino Unido. Módulos de elementos físicos y/o elementos de programación de procesamiento tales como elementos de programación de análisis de imagen del detector 120 pueden en general ser residentes en un procesador del detector asociado CCD, en el sistema 122 de control de computadora o un procesador intermedio que acopla un detector o controlador a los elementos del sistema 110 en una amplia variedad de arquitecturas de procesamiento de datos centralizadas o distribuidas alternativas. El controlador 128 de espejo deformable puede cambiar la superficie del espejo deformable 118R bastante arbitrariamente, de tal manera que es posible crear una superficie del espejo deformable que corresponde a y/o modela una variedad de formas de refracción que mitigan la presbiopia candidatas. Adicionalmente, un espejo deformable puede compensar aberraciones oculares del ojo como se describe anteriormente con respecto a la figura 3A. Ventajosamente, el controlador 128 puede configurar el espejo deformable 118R para combinar un compensador de aberración ocular con la forma que mitiga la presbiopia candidata. Cuando tal forma es aplicada al espejo deformable 118R, el paciente sufrirá un efecto que es similares al tratamiento propuesto del ojo tal como cirugía del ojo por láser adaptada, una lente infraocular, una lente de contacto o los semejantes. Al configurar el objetivo ajustable 114 a una variedad de diferentes distancias objetivo y niveles de brillantez, la agudeza visual y sensibilidad de contraste pueden ser medidos para examinar la efectividad de la corrección de refracción propuesta global para el tratamiento de presbiopia. Esto permite que las mediciones de frente de onda sean usadas como una señal de retroalimentación, tal como para reconfigurar el espejo deformable (y la prescripción candidata correspondiente) . El procesador 122 puede incluir por ejemplo, un módulo optimizador para derivar configuraciones de espejo deformables subsecuentes. Los módulos de optimizador apropiados pueden comprender elementos físicos y/o elementos de programación configurados para optimizar la forma de un espejo deformable realizando un método de Do nhill Simplex, un método de ajuste de dirección, un método de recocido simulado y/o los semejantes. En el sistema binocular 110, se pueden efectuar ajustes similares al espejo deformable 118L para compensar aberraciones del ojo 116L y para modelar una forma que mitiga la presbiopia. La forma que mitiga la presbiopia del ojo izquierdo puede ser la misma como o diferente de aquella del ojo derecho. Por ejemplo, en donde el ojo izquierdo tiene un acomodo residual mayor que el ojo derecho, la fuerza de una forma que mitiga la presbiopia candidata puede ser reducida en comparación con aquella del otro ojo. Además, el sistema binocular de la figura 4 permite que el paciente determine la aceptabilidad de monovisión que dependen de un ojo principalmente para la observación a distancia y el otro ojo para observación cercana y sistemas híbridos que usan un procedimiento (tal como una región adicional central) para un ojo y un procedimiento diferente (tal como región agregada periférica) para el otro ojo para mitigar la presbiopia (por ejemplo, véase solicitud de patente estadounidense No. 10/849,573, intitulada Binocular Optical Treatment for Presbiopia, presentada el 18 de mayo de 2004 (No. de expediente del abogado 18158-0224000US) la plena revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia. Refiriéndose a la figura 5, el aparato de la figura 4 puede ser usado para probar y verificar la efectividad de una forma de presbiopia candidata. El paciente puede sufrir inicialmente un examen de frente de onda, opcionalmente usando detectores WaveScan® disponibles comercialmente de VISC, Incorporated, utilizando el aparato de la figura 4, utilizando el aparato de la figura 3 o los semejantes, en el bloque 130. La medición de aberración y/o datos de error de frente de onda son registrados y transmitidos a la computadora 122 (véase figura 4) . Una forma 132 de presbiopia inicial es también introducida a la computadora, la forma inicial es preferiblemente determinada de por lo menos una medición de la pupila tal como se describe en la solicitud de patente estadounidense co-pendiente No. 10/738,358, presentada el 5 de diciembre de 2003, e intitulada Presbyopia Correction Using Patient Data (No. de expediente del abogado 18158-022220US) , la plena revelación de la cual es incorporada en la presente por referencia. La forma que mitiga la presbiopia y datos de aberración son usados para calcular una forma que mitiga la presbiopia y forma que mitiga la aberración combinadas para uso por el control 128 del espejo deformable de la computadora 122 en el bloque 134. Se envía señales el espejo deformable que asume la forma deseada, las señales son opcionalmente ajustadas en relación con la respuesta del espejo deformable para modelar exactamente una prescripción candidata en el bloque 136. Uno o más objetivos de visión a diferentes condiciones de observación (por ejemplo que tienen diferente contraste, a diferentes distancias de observación, a diferentes niveles de brillantez y/o los semejantes) son usados para formar una matriz de prueba en los bloques 140. Estos objetivos son presentados al paciente vía el aparato de la figura 4 en la etapa 142, con la agudeza visual y sensibilidad al contraste siendo registrado idealmente junto con puntuaciones de satisfacción subjetiva, como una medicación de verificación 144. Opcionalmente, si la verificación indica que la prescripción candidata proporciona el resultado deseado, la prescripción puede ser usada para el tratamiento del paciente. Refiriéndose ahora a la figura 6, el aparato de la figura 4 puede ser empleado para seleccionar, derivar y/u optimizar un tratamiento que mitiga la presbiopia adaptado para el paciente. Las aberraciones oculares del paciente pueden ser medidas utilizando una imagen de medición tal como una abertura de punto de luz en el bloque 150. Por ejemplo, aberraciones oculares pueden ser medidas utilizando una imagen de medición tal como una abertura de punto de luz en bloque 150. Por ejemplo, aberraciones oculares pueden ser medidas utilizando tal imagen de medición a una configuración de observación a distancia para proporcionar una aberración de frente de onda en el bloque 152. Luego una medición de frente de onda separada puede ser tomada con el objetivo ajustable 114 en una configuración de observación cercana y la diferencia entre estas mediciones usadas para determinar el acomodo residual 154. Más específicamente, el acomodo residual será calculado en general a partir de las diferencias en aberración de bajo orden (particularmente la diferencia en poder esférico) de los elementos ópticos oculares cuando el ojo está enfocando a una imagen distante y a una imagen cercana. Un pupilómetro integrado o separado tal como el detector 120 puede ser usado para medir el tamaño de pupila a diferentes condiciones de iluminación y a diferentes distancias de observación o condiciones de vergencia en la etapa 156. La información de las mediciones de frente de onda, cálculos de acomodo residual y mediciones de pupila pueden ser usados para derivar una forma que mitiga la presbiopia candidata en el bloque 158. Metodología específica para calcular la forma que mitiga la presbiopia es descrita en más detalle en la solicitud de patente estadounidense copendiente No. 10/738,358, incorporada previamente en la presente por referencia. Ventajosamente, una vez que una forma que mitiga la presbiopia candidata ha sido identificada puede ser mapeada sobre el espejo deformable del bloque 136. Como se puede entender con referencia a la figura 4, la iluminación puntual del ojo vía el espejo deformable puede proporcionar retroalimentación en la efectividad a distancia de observación cercanas, distantes y medias, permitiendo mediante esto refinaciones adicionales a la prescripción candidata. Una vez que tales pruebas objetivas han establecido una prescripción candidata apropiada, una matriz de objetivos de agudeza visual subjetivo 140 pueden ser presentados al paciente para determinar el desempeño global del tratamiento propuesto.

Refiriéndose ahora a la figura 7, un diagrama de flujo ilustra esquemáticamente un método 160 para medir la aberración del ojo y tamaños de pupila a una pluralidad de condiciones de observación. Utilizando el aparato de la figura 4, una variedad de diferentes distancias de observación, condiciones de brillantez y/o imágenes pueden ser usados. En muchas modalidades, las condiciones de observación iniciales serán ajustadas 162 al seleccionar una o más distancias de observación, nivel de brillantez, contraste de imagen, tipo de imagen apropiados y los semejantes. La aberración del ojo será medida 164 y se tomarán mediciones del tamaño de pupila 166. Las mediciones de tamaño de pupila 166 frecuentemente serán tomadas simultáneamente con las mediciones de ojo de aberración a las condiciones de observación, aunque también pueden ser tomadas por lo menos parcialmente antes y/o después de las mediciones del ojo de aberración. Si la matriz deseada de las condiciones de observación todavía no se ha completado 168, las siguientes condiciones de observación deseadas pueden luego ser implementadas, por ejemplo utilizando el aparato 110 de la figura 4. Luego se pueden tomar mediciones de aberración y/o mediciones de tamaño de pupila 164, 166 a la condición de observación cercana, la condición de observación es revisada y mediciones adicionales son tomadas hasta que la matriz deseada de mediciones se ha completado. Los datos de aberración y pupila a las varias condiciones de matriz de medición pueden luego ser transmitidas en la etapa 172. La matriz de condiciones de observación deseadas pueden comprender una o más de las siguientes condiciones: enfoque en una imagen cercana, enfoque de una imagen distante bajo condiciones fotópidas, bajo condiciones mesópicas, bajo condiciones escotópicas, enfoque en un objeto intermedio y los semejantes. En muchas modalidades, la matriz de condiciones de observación deseadas puede ser determinada antes de que mediciones iniciales sean tomadas. En otras modalidades, la matriz puede variar dependiendo de los resultados de medición. En algunas modalidades, el orden de mediciones puede ser determinado para evitar retardos excesivos cuando el ojo se ajusta. Mediciones seleccionadas pueden ser evitadas, por ejemplo una, algunas o todas las mediciones de aberración del ojo pueden no ser necesarias de tal manera que el aparato mide por lo menos dos tamaños de pupila secuenciales sin una medición de ojo de aberración. La figura 8 ilustra esquemáticamente un método 180 para derivar y verificar una forma de prescripción mitigante de presbiopia utilizando el aparato de la figura 4. La medición de aberración del ojo 182 puede ser tomada, opcionalmente utilizando el método de la figura 7. Una prescripción de aberración es determinada 184 y se proporciona una prescripción de presbiopia inicial 186. La prescripción de aberración y/o prescripción de presbiopia será frecuentemente seleccionada por al menos en parte en base a las mediciones del ojo en la etapa 182. La prescripción de aberración puede ser determinada utilizando métodos desarrollados para sistemas de detector de frente de onda conocidos. Similarmente, una prescripción de presbiopia inicial puede ser seleccionada de formas que mitigan la presbiopia conocidas o propuestas, en las que se incluyen aquellas que han sido descritas para uso en cirugía del ojo por láser, lentes infraoculares, lentes de contacto o los semejantes. Tales formas que mitigan la presbiopia frecuentemente incluyen formas axisimétricas o asimétricas, formas multifocales y pueden también incluir formas asfericas. La prescripción de presbiopia inicial puede ser escalada, incluyendo tanto la potencia y el tamaño de la forma que mitiga la presbiopia, en base por lo menos en parte en mediciones del ojo tomadas en la etapa 182 o previamente, en las que se incluyen mediciones de tamaño de pupila, mediciones de acomodo residual y los semejantes. El espejo deformable está configurado para modelar una prescripción combinada candidata 188, la prescripción combinada reflejan tanto la prescripción de aberración como la prescripción por presbiopia. Mediciones objetivo del desempeño 190 de prescripción candidata óptica son tomadas utilizando un método similar a aquel mostrado en la figura 7 y si el desempeño no es aceptable 192, la prescripción candidata es revisada 194 y el espejo reconfigurado 188. La revisión de la prescripción candidata 194 puede comprender, por ejemplo incrementar una escala de la prescripción de presbiopia, cambiar el poder de la prescripción de presbiopia, seleccionar una forma que mitiga la presbiopia diferente, implementar un cambio-vector en una optimización multidimensional de la forma que mitiga la presbiopia, la forma que mitiga la aberración y/o la prescripción combinada y los semejantes. En tanto que imágenes de observación subjetivas pueden ser usadas para la medición 182, 190, el método 180 frecuentemente usará una imagen de medición de frente de onda para generar un punto pequeño sobre la retina o los semejantes. Una vez que las mediciones objetivas del desempeño de prescripción son aceptables, la validación subjetiva 194 puede ser implementada utilizando una o más imágenes de observación. Las imágenes de observación pueden cambiar dependiendo de las configuración de observación, de tal manera que la validación de desempeño subjetivo puede usar un método similar a aquel ilustrado en la figura 7, pero puede incluir una evaluación subjetiva por el paciente en lugar de (o además de) la etapa de medición de aberración 164. Por ejemplo, la imagen de observación puede similar papel para periódico para condiciones de observación cercana bajo condiciones de iluminación media y puede simular un pasaje natural para condiciones de iluminación brillante a distancia lejana. Si esta validación subjetiva indica que la prescripción no es aceptable, la prescripción puede ser revisada 196 y evaluaciones subjetivas y/u objetivas pueden ser repetidas hasta que se cumple con los criterios de violación subjetivos y/u objetivos. Luego el ojo puede ser tratado 198 con la prescripción validada. Utilizando el sistema binocular de la figura 4, la prescripción que mitiga la presbiopia para cada ojo de un paciente puede ser derivada, escalada, seleccionada y/u optimizada independientemente, con pruebas que son opcionalmente efectuadas para proporcionar el desempeño deseado cuando ambos ojos son usados conjuntamente para estreovisión en todo un intervalo de condiciones de observación. Los dispositivos y métodos descritos en la presente pueden tener una variedad de ventajas. Por ejemplo, cambios en aberraciones de orden superior a diferentes condiciones de observación (tales como cambiar entre una configuración de observación distante y una configuración de observación cercana) puede ser muy útil en la optimización de forma para el tratamiento de presbiopia y otras condiciones de observación. Aleta de lasik y cicatrización y otros efectos de cicatrización pueden ser usados para cambiar la forma que mitiga la presbiopia. Cambios adicionales en aberraciones de orden superior asociados con el reenfoque de la lente cristalino pueden similarmente ser la base para ajustar una forma que mitiga la presbiopia. De aquí, junto con usar diferencias en aberraciones de bajo orden para determinar el modo residual, también habrán aplicaciones ventajosas para diferencias en aberraciones de alto orden en optimización de forma. La figura 9 ilustra esquemáticamente un aparato 200 que mitiga la presbiopia alternativo que tiene muchos de los elementos descritos anteriormente con respecto al aparato de la figura 4. Esta modalidad incluye solamente una configuración monocular, de tal manera que los números de referencia no son diferenciados entre trayectorias ópticas derecha e izquierda. Refiriéndose ahora a la figura 10, un sistema de detección de frente de onda alternativo incluye en general las estructuras ópticas descritas anteriormente con respecto al sistema 30 de frente de onda de la figura 3, junto con un blindaje 212 y una copa 214 para los ojos. Las mediciones de frente de onda se benefician en general de la alineación exacta del ojo E con una trayectoria óptica 216 del detector de frente de onda y/o con aislamiento óptico del ojo de la luz de sala ambiental. Al tratar primero la alineación, el ojo debe ser alineado tanto lateralmente en relación con la trayectoria óptica y axial a lo largo de la trayectoria óptica para estar en o cerca de una distancia focal apropiada de la cámara 51, detector de frente de onda 36 y los semejantes. Algunos sistemas de detector de frente de onda comerciales pueden incluir una palanca de juegos o los semejantes para ajustar la alineación y enfoque del sistema al ojo. Tales sistemas pueden todavía estar sometidos al movimiento de la cabeza desde la posición inicial, también como los retardos asociados con la alineación del sistema. Con respecto a la iluminación ambiental, muchos métodos de detector de frente de onda incluyen oscurecimiento de la sala en la cual el sistema de medición será usado o los semejantes. Para facilitar la colocación del ojo E a una posición de medición de ojo apropiada en relación con por lo menos algunos de los componentes ópticos del sistema detector de frente de onda, una superficie de la copa 214 del ojo es colocada y orientada para acoplarse con un tejido que rodea el ojo. El blindaje 212 o alguna otra estructura puede soportar la copa 214 del ojo. De aquí, la copa del ojo puede pre-posicionar el ojo en o cerca de una distancia focal apropiada a lo largo de la trayectoria óptica 216 y en o cerca de una posición lateral apropiada. El ajuste adicional del sistema detector de frente de onda para la posición de medición real del ojo puede o puede no ser necesaria, pero el tiempo total de la medición comúnmente será reducido. El uso de la copa 214 para los ojos (o una superficie de posicionamiento alternativa) puede también ayudar a inhibir el movimiento del ojo de la posición de medición y la copa del ojo ajustará comúnmente alrededor del ojo para limitar fugas de luz. El blindaje 212 puede tener cualquiera de una variedad de configuraciones alternativas y en general aislará ópticamente la trayectoria óptica 216 y/u ojo E de la luz de sala ambiental. El aislamiento absoluto del ojo puede no ser proporcionado para todas las mediciones, ya que el bloqueo de algo, la mayoría o sustancialmente toda la luz ambiental ayudará a permitir el uso del sistema de frente de onda sin oscurecimiento de la sala o los semejantes. El blindaje 212 frecuentemente comprenderá un tubo que tiene un extremo distante adyacente al receptáculo 214 y un extremo próximo adyacente al detector 36 de frente de onda. Otro blindaje 218 puede opcionalmente aislar otra trayectoria óptica 220 para el segundo ojo del paciente, con una o ambas trayectorias ópticas que permiten la observación de un objetivo de fijación de observación óptica 222. Como se ilustra en las figuras 10 y en las vistas laterales mostradas en las figuras HA y 11B, blindajes apropiados 212, 224 y 226 pueden comprender un tubo recto que tiene una longitud fija, un tubo con capacidad de compresión, un fuelle, un tubo ahusado y/o los semejantes. La capacidad de ajuste en la longitud del tubo puede facilitar el enfoque sobre los ojos de diferentes sujetos que tienen diferentes perfiles faciales y el ajuste de posicionamiento del ojo axial puede ser efectuado al alterar o mover por lo menos una porción distante del blindaje y/o la copa 214 para los ojos. El blindaje puede abarcar trayectorias ópticas alineadas con ambos ojos o blindajes o tubos separados para ser provistos para cada ojo. Refiriéndose ahora a las figuras 10 y 11C-11D, una variedad de copas para los ojos alternativas 214 y/o formas de sección transversal de blindaje 228, 230 y 232 podrían también ser usados. Un diseño de copa de un solo ojo puede ser usada para todos los ojos y pacientes o diferentes diseños de copa para los ojos pueden ser usados, por ejemplo, para acomodar pacientes que tienen ojos profundos y pacientes que tienen ojos poco profundos. La copa o copas para los ojos pueden girar alrededor de un eje del blindaje o interfase de blindaje/copa para los ojos para cambiar entre una configuración de medición de ojo izquierdo y una configuración de medición de ojo derecho. La figura 11C muestra un ojo E cerca de la copa para los ojos/extremo ejemplar. La figura 11D muestra un extremo del blindaje cerca del instrumento o detector de frente de onda. La figura HE muestra un diseño binocular. En muchas modalidades, el sistema detector de frente de onda 210 puede tener una interfase binocular con dos copas para los ojos 214 para rodear ambos ojos del paciente y traer ambos ojos en alineación con el sistema de detector de frente de onda. Opcionalmente, solo un ojo puede tener su frente de onda medido a la vez. El aislamiento del otro ojo de luz ambiental y la presentación de un objetivo de observación junto con ejes de observación apropiado y a una distancia de observación común (tal como a una distancia de observación lejana o al infinito) a ambos ojos puede mejorar la observación y fijación binocular. El presentar un objetivo de observación común y/u objetivos de observación que tienen tamaño, color y forma o estructura similar a ambos ojos puede mejorar adicionalmente la fijación. En tanto que las modalidades ejemplares han sido descritos en algún detalle, a manera de ejemplo y por claridad de entendimiento, aquellos de habilidad en el arte reconocerán que una variedad de modificaciones, adaptaciones y cambios pueden ser usados. De aquí, el cáncer de la presente invención debe solamente estar limitado por las reivindicaciones adjuntas.

Claims

REIVINDICACIONES 1. Un dispositivo de diagnóstico óptico caracterizado porque comprende: un objetivo de observación ajustable para observar con un primer ojo de un paciente a una pluralidad de distancias de observación; un sistema de elementos ópticos adaptable dispuesto a lo largo de una trayectoria óptica entre el primer ojo y el objetivo de observación; y un procesador acoplado al sistema de elementos ópticos adaptable y que transmite señales al mismo, el sistema de elementos ópticos adaptable asume una configuración que mitiga la presbiopia candidata en respuesta a las señales.
2. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la configuración que mitiga la presbiopia candidata correspondiente a una corrección por refracción asférica o multifocal candidata para el primer ojo.
3. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque el sistema de elementos ópticos adaptable comprende un espejo deformable.
4. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque comprende además una salida de corrección de refracción acoplada al procesador para emitir la corrección por refracción candidata.
5. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 4, caracterizado porque comprende además un sistema de cirugía para los ojos por láser acoplado a la salida para permitir que el sistema de láser imponga la corrección de refracción candidata sobre el ojo.
6. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 4, caracterizado porque la salida es acoplada a por lo menos uno de: un sistema de fabricación de lente de contacto, un sistema de fabricación de lentes infraoculares, y un sistema de fabricación de lentes de espejuelos o gafas .
7. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además un aberrómetro acoplado al primer ojo mediante la trayectoria óptica, el aberrómetro transmite las señales de aberración irregulares medida al procesador.
8. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado porque el procesador determina las señales para transmisión al sistema de elementos ópticos adaptable en parte en respuesta a las señales de aberración medidas, de tal manera que los elementos ópticos adaptables en la configuración que mitiga la presbiopia candidata compensa aberraciones del primer ojo.
9. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además un detector de frente de onda acoplado a la trayectoria óptica.
10. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque señales de retroalimentación son transmitidas del detector de frentes de onda al procesador y en donde el procesador reconfigura el sistema de elementos ópticos adaptable en respuesta a las señales de retroalimentación.
11. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 10, caracterizado porque el procesador comprende un optimizador, el optimizador está configurado para derivar una corrección de refracción que mitiga la presbiopia adaptada para el primer ojo.
12. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el objetivo de observación ajustable comprende una imagen de frente de onda para análisis de frente de onda y una imagen de verificación para verificar compatibilidad subjetiva del paciente con una corrección de refracción candidata.
13. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el procesador determina el acomodo utilizando una diferencia entre una primera aberración de bajo orden medida por el detector de frente de onda cuando el objetivo ajustable tiene una primera distancia de observación y una segunda aberración de bajo orden medida por el detector de frente de onda cuando el objetivo ajustable tiene una segunda distancia de observación que es diferente de la primera distancia de observación.
14. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además un dispositivo de medición orientado hacia el primer ojo, en donde el dispositivo de medición transmite una señal de tamaño de pupila al procesador.
15. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 14, caracterizado porque comprende además una entrada de nivel de brillantez para recibir comandos de nivel de brillantez, una exposición de luz del ojo que varía para inducir el primer ojo a cambiar de un primer tamaño de pupila a un segundo tamaño de pupila en respuesta a los comandos de nivel de brillantez.
16. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado porque la entrada de nivel de brillantez es acoplada a por lo menos uno del objetivo ajustable y una fuente de luz ambiental dirigida hacia el ojo.
17. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 14, caracterizado porque el dispositivo de medición del ojo comprende por lo menos uno de un pupilómetro y un dispositivo de acoplamiento cargado (CCD) .
18. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque comprende además otro sistema de elementos ópticos adaptables dispuesto a lo largo de otra trayectoria óptica acoplada a un segundo ojo y el procesador acoplado al otro sistema de elementos ópticos adaptable para transmitir señales de configuración de mitigación de presbiopia candidatas al mismo para permitir que el paciente evalúe la mitigación presbiópica binocular candidata .
19. El dispositivo de diagnóstico de conformidad con la reivindicación 18, caracterizado porque el procesador comprende un módulo que determina el acomodo.
20. Un dispositivo de diagnóstico óptico, caracterizado porque comprende: un objetivo de observación ajustable; una trayectoria óptica para acoplar un primer ojo de un paciente con el objetivo de observación; una entrada acoplada al objetivo de observación para ajustar por lo menos uno de un nivel de brillantez o una distancia de observación para inducir cambios en un tamaño de una pupila de primer ojo entre un primer tamaño de pupila y un segundo tamaño de pupila, y un dispositivo de medición orientado hacia el primer ojo en tanto que el primer ojo observa el objetivo, el dispositivo de medición transmite una primera señal de tamaño de pupila correspondiente al primer tamaño de pupila y una segunda señal de tamaño de pupila correspondiente al segundo tamaño de pupila.
21. El dispositivo de diagnóstico óptico de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el objetivo de observación comprende un objetivo de observación ajustable que tiene una configuración de observación a distancia, una configuración de observación cercana y una configuración de observación a distancia intermedia, la distancia de observación óptica a lo largo de la trayectoria óptica entre el ojo y el objetivo de observación en la configuración intermedia es variable.
22. El dispositivo de diagnóstico óptico de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque comprende además un aberrómetro acoplado a la trayectoria óptica para medir primeras aberraciones del ojo cuando el ojo está en el primer tamaño de pupila y para medir segundas aberraciones del ojo cuando el ojo está en el segundo tamaño de pupila y un procesador acoplado al aberrómetro, el procesador determina por lo menos un acomodo del ojo de una diferencia entre una primera aberración medida del ojo cuando el objetivo de observación ajustable está en una configuración de observación de distancia y una segunda aberración medida del ojo cuando el objetivo de observación ajustable está en una configuración de observación cercana.
23. El dispositivo de diagnóstico óptico de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque el objetivo de observación comprende un objetivo de observación ajustable que tiene un nivel de brillantez de observación ajustable o un nivel de brillantez ambiental ajustable.
24. Un dispositivo de diagnóstico óptico para evaluar un ojo, caracterizado porque comprende: un objetivo de observación que tiene una primera configuración de observación con una primera distancia de observación y una segunda configuración de observación con una segunda distancia de observación, el objetivo de observación es acoplable al ojo mediante una trayectoria óptica; un detector de frente de onda acoplado a la trayectoria óptica para medir un primer frente de onda cuando el objetivo de observación esta en la primera configuración y un segundo frente de onda cuando el objetivo de observación está en la segunda configuración, y un procesador acoplado al detector de frente de onda, el procesador determina por lo menos un acomodo del ojo utilizando una diferencia entre el primer frente de onda medido y el segundo frente de onda medido.
25. El dispositivo de diagnóstico óptico de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque comprende además una entrada de nivel de brillantez acoplada a por lo menos uno del objetivo de observación o una fuente de luz ambiental dirigida hacia el ojo, en donde el procesador determina una pluralidad de acomodos a una pluralidad de condiciones de iluminación.
26. Un método de diagnóstico óptico caracterizado porque comprende: acoplar ópticamente un objetivo de observación con un primer ojo utilizando un sistema de elementos ópticos adaptables; configurar el sistema de elementos ópticos adaptables para corresponder con una corrección de refracción que mitiga la presbiopia candidata; determinar el desempeño de la corrección candidata en tanto que el objetivo de observación está separado del ojo por una primera distancia de observación, y determinar el desempeño mitigador de presbiopia de la corrección candidata en tanto que el objetivo de observación está separado del ojo por una segunda distancia de observación.
27. El método de conformidad con la reivindicación 26, caracterizado porque el desempeño del ojo a las primeras y segundos distancias de observación es determinado por lo menos en parte al medir una aberración de frente de onda del sistema óptico ocular a las primeras y segundas distancias de observación.
28. El método de conformidad con la reivindicación 26, caracterizado porque el sistema de elementos ópticos adaptables está configurado para compensar aberraciones irregulares del ojo en tanto que determina el desempeño de la corrección candidata.
29. Un método de diagnóstico óptico caracterizado porque comprende: observar un objetivo con un ojo bajo un primer conjunto de condiciones de observación; medir un primer tamaño de pupila y una primera aberración del ojo bajo las primeras condiciones de observación; observar con el ojo bajo un segundo conjunto de condiciones de observación que son diferentes del primer conjunto de condiciones de observación para inducir al ojo a cambiar del primer tamaño de pupila a un segundo tamaño de pupila, y medir el segundo tamaño de pupila y una segunda aberración del ojo bajo las segundas condiciones de observación.
30. El método de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque comprende además modelar una forma que mitiga la presbiopia candidata generada en respuesta al primer tamaño de pupila, el segundo tamaño de pupila y aberraciones del ojo con el primer tamaño de pupila y observar el objetivo con el ojo a lo largo de un tren óptico que incluye el modelo de la forma que mitiga la presbiopia.
31. El método de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el primer conjunto de condiciones de observación comprende una primera brillantez y en donde el segundo conjunto de condiciones de observación comprende una segunda brillantez que es suficientemente diferente de la primera brillantez para alterar la dilatación de la pupila.
32. El método de conformidad con la reivindicación 30, caracterizado porque el primer conjunto de condiciones de observación comprende una primera distancia de observación y en donde el segundo conjunto de condiciones de observación comprende una segunda distancia de observación que es suficientemente diferente de la primera distancia de observación para alterar la dilatación de la pupila.
33. Un método caracterizado porque comprende: medir un ojo en tanto que el ojo está observando a un primera distancia de observación; medir el ojo en tanto que el ojo está observando a una segunda distancia de observación; y determinar un acomodo del ojo de una diferencia entre la primera medición del ojo a la primera distancia de observación y la segunda medición del ojo a la segunda distancia de observación.
34. El método de conformidad con la reivindicación 33, caracterizado porque las mediciones del ojo comprenden mediciones de frente de onda y en donde la etapa de determinación comprende identificar un cambio en aberración de bajo orden.
35. El método de conformidad con la reivindicación 33, caracterizado porque la primera distancia de observación comprende una distancia de observación lejana predeterminada, en donde la segunda distancia de observación comprende una distancia de observación cercana predeterminada en o más allá de un intervalo de acomodo del ojo.
36. El método de conformidad con la reivindicación 33, caracterizado porque el acomodo es determinado sin empañamiento del ojo.
37. Un sistema para la medición de aberraciones oculares del ojo de un paciente, el ojo tiene una retina, el sistema es utilizable en una sala y está caracterizado porque comprende : una fuente de luz que transmite la luz para formar una imagen sobre la retina del ojo cuando el ojo está a una posiciones de medición del ojo; una disposición de lentilla; un detector; una primera trayectoria óptica que se extiende desde la posición de medición del ojo al detector vía la disposición de lentillas, la imagen de la retina es transmitida a lo largo de la primera trayectoria óptica para detectar datos de frente de onda con el detector, y un primer blindaje dispuesto alrededor de la trayectoria óptica para aislar ópticamente el ojo de la luz ambiental de la sala durante mediciones de aberración del ojo.
38. El sistema de conformidad con la reivindicación 37, caracterizado porque comprende además un receptáculo que tiene una superficie para acoplarse con tejidos cerca del ojo para colocar el ojo en o adyacente a la posición de medición del ojo, el primer blindaje se extiende al receptáculo.
39. El sistema de conformidad con la reivindicación 38, caracterizado porque el receptáculo comprende una copa para los ojos configurada para restringir el movimiento del ojo durante las mediciones.
40. El sistema de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque el primer blindaje comprende un tubo rígido que soporta la copa para los ojos.
41. El sistema de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque el primer blindaje comprende un fuelle flexible .
42. El sistema de conformidad con la reivindicación 38, caracterizado porque el receptáculo comprende además una segunda superficie para acoplarse con el tejido adyacente a otro ojo del paciente.
43. El sistema de conformidad con la reivindicación 37, caracterizado porque comprende además un objetivo de observación y una segunda trayectoria óptica orientada para extenderse desde el objetivo de observación a otro ojo del paciente.
44. El sistema de conformidad con la reivindicación 43, caracterizado porque comprende además un segundo blindaje que se extiende alrededor de la segunda trayectoria óptica para aislar el otro ojo de la luz ambiental de la sala en tanto que el otro ojo está observando el objetivo de observación.
45. El sistema de conformidad con la reivindicación 43, caracterizado porque una primera imagen objetivo de observación es presentada al ojo y en donde una segunda imagen objetivo de observación es presentada al otro ojo, las primeras y segundas imágenes corresponden de tal manera que el paciente puede usar observación binocular para la fijación durante la medición del primer ojo.
46. El sistema de conformidad con la reivindicación 43, caracterizado porque las primeras y segundas imágenes de observación tienen tamaño, forma y color similares.
47. El sistema de conformidad con la reivindicación 46, caracterizado porque el sistema puede ser reconfigurado de tal manera que la otra trayectoria óptica está alineada con el otro ojo y la trayectoria óptica está alineada con el ojo, las aberraciones del ojo y aberración del otro ojo son medidas secuencialmente .
48. Un sistema para la medición de aberraciones oculares del ojo de un paciente, el ojo tiene una retina, el sistema es utilizable en una sala y está caracterizado porque comprende: una fuente de luz que transmite luz para formar una imagen sobre la retina del ojo, cuando el ojo está a una posición de medición del ojo; una disposición de lentilla; un detector; una primera trayectoria óptica que se extiende desde la posición de medición del ojo al detector vía la disposición de lentillas, la imagen de la retina es transmitida a lo largo de la primera trayectoria óptica para detectar datos de frente de onda con el detector, y un receptáculo que tiene una superficie colocada para acoplarse con tejidos cerca del ojo para alinear el ojo en o adyacente a la posición de medición del ojo durante mediciones de aberración del ojo.
49. Un método para la medición de aberraciones oculares del ojo de un paciente, el método está caracterizado porque comprende: transmitir luz para formar una imagen sobre la retina de un ojo; medir un frente de onda con un detector a lo largo de una primera trayectoria óptica, la trayectoria óptica tiene una disposición de lentillas, y aislar la primera trayectoria óptica de luz de sala ambiental con un primer blindaje dispuesto alrededor de la trayectoria óptica durante las mediciones de frente de onda.