WO2012049343A1 - Instrumento para la medida rápida de las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual. - Google Patents

Instrumento para la medida rápida de las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual. Download PDF

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WO2012049343A1
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instrument
measuring
eye
optical properties
visual field
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PCT/ES2011/070640
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Bart Jaeken
Pablo Artal Soriano
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Universidad De Murcia
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    • A61B3/0083—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes provided with means for patient positioning

Definitions

  • the present invention relates to an instrument for measuring the optical properties, refraction and aberrations, of the eye throughout the visual field, of special application for the prescription of new correction systems, such as glasses or contact lenses, that can control myopia In children and adolescents.
  • the Spanish patent application 200900692 referring to an "Asymmetric optical refractive correction device in the peripheral retina for the control of myopia progression", develops another version of these devices for the prevention and prevention of myopia in Children and / or teenagers.
  • it is an optical device that modifies the optics of the eye in its peripheral retina in the prophylaxis of the progression of myopia, which is constituted by a lens that modifies the power of the lens in its nasal-lower quadrant.
  • the rest of the quadrants of the device have a configuration of graduated glass or flat glass, depending on whether the user has a visual defect that requires optical correction, or lacks said defect, respectively.
  • the lens can be either an optical lens, a contact lens or electro-optical systems.
  • the technique currently used to measure eye aberrations is based on the so-called Hartmann wavefront sensor.
  • Shack This method is used in many research laboratories of the whole world and is also the most used in commercially available systems. It consists of a matrix of micro-lenses, which is optically conjugated with the pupil of the eye, and a camera placed in the focal plane of the micro-lenses. If a flat wave front reaches the sensor, the camera registers a perfectly regular distribution of points, while if it is a deformed wave front (that is, with aberrations), the distribution of the points will be irregular. Mathematically, the displacement of each point is directly proportional to that derived from the wavefront on each lens. Wave aberration is calculated from the images of the points.
  • the "peripheral photorefractor” from the document by J. Tabernero and F. Schaeffel, "Fast scanning photoretinoscope for measuring peripheral refraction as a function of accommodation", J. Opt. Soc. Am. A. 26, 2206-2210 (2009), is a system that only measures the refraction of the eye in a meridian of the pupil.
  • the instrument moves in a linear translation by rotating at the same time a beam splitter.
  • the sweep range is 90 degrees.
  • the advantages of the system are that its scanning field is large and that the subject's alignment is less critical; However, it has several very important disadvantages.
  • the basis of operation of the method is empirical, and the calibration of the reflection of the light at the bottom of the eye is vital to obtain correct results.
  • only the refraction of a meridian can be measured. That is, it provides very partial measurements of the peripheral optics of the eye.
  • a mirror moves in front of the subject; This can be a source of error for inexperienced subjects, as they will tend to follow it during measurements.
  • the other scanner corresponding to the document of X. Wei and L. Thibos, "Design and validation of a scanning Shack Hartmann aberrometer for measurements of the eye over a wide field of view", Optics express 18, 1 134-1 143 (2010 ), measures the aberrations of the eye with the Hartmann-Shack (HS) technique. As indicated above, this technique measures the wavefront that the eye comes out (see the documents of J. Liang, B. Grimm, S. Goelz and JF Bille, "Objective measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave-front sensor ", J. Opt. Soc. Am. A 7, 1949-1957 (1994); PM Prieto, F.
  • HS Hartmann-Shack
  • Vargas-Mart ⁇ n, S. Goelz, P. Artal Analysis of the performance of the Hartmann-Shack sensor in the human eye “, J. Opt. Soc. Am. A, 17, 1388-1398 (2000)).
  • the advantages of the instrument are that the only elements that move are two mirrors and that all aberrations are measured, in addition to refraction.
  • the field to be measured is not only the nasal and temporal retina, but also the lower and upper retina.
  • the disadvantages are that the density of measurements is very low and can only measure a 30-degree field, which is too little to have a good idea of peripheral vision. This system, already published, covers little field and is slow (to measure only 37 angles it takes 8 seconds).
  • the object of the present invention is to provide an instrument for measuring the optical properties of the eye throughout the visual field that resolves the aforementioned drawbacks.
  • the present invention relates to a new instrument and a new mode of application of the technique that can be applied to better understand the contribution of peripheral vision to the development of myopia, and which can be used for the personalized prescription of new glasses systems for the prevention of myopia by controlling peripheral optics.
  • the invention provides an instrument for measuring the optical properties of the eye throughout the visual field, including refraction and aberrations, comprising a frame mounted on an ophthalmic table, which can be oriented in three perpendicular directions X, Y, Z, the X, Z directions being on the same plane and the Y direction perpendicular to the plane on which the X, Z directions are located, the frame having a support surface for the subject's head on whose eyes the measurements are to be made, with a hot mirror and a long mirror integral to the frame and located in front of the subject's head, the instrument additionally comprising a subset of lighting consisting of a fiber optic head, a lens L1, a diaphragm D and a beam splitter BS, and a subset of measurement with two lenses L2 and L3, two mirrors M1 and M2 and a camera adapted with a matrix of micro-lenses at its entrance, such that said camera it is placed in the focal plane of the micro-lenses, in which the frame has
  • the distance between the pupil plane of the subject's eye on which the measurements are going to be made and the components located on said arm are the same for all angles, the axis of rotation being the axis of the motor itself.
  • Another advantage of the invention is that the subject whose eye is to be measured remains fixed, without having to change his line of sight.
  • Another advantage of the invention is that it allows the subject whose eye is to be measured to remain static and comfortable, since the instrument can be provided with a chin rest for chin support.
  • Figure 1 shows a diagram of the optical components of the instrument of the invention.
  • Figure 2 shows a side view of the instrument of the invention with its components.
  • Figure 3 shows a front view of the instrument of the invention with its components.
  • the instrument comprises a frame 1 mounted on an ophthalmic table 2, which can be oriented in three perpendicular directions X, Y, Z.
  • the directions X, Z are on the same plane and the direction Y perpendicular to the plane on which the X, Z directions are located (see the axis system shown in Figure 2).
  • the frame 1 has a support surface 19 for the head of the subject on whose eyes the measurements are to be made.
  • the instrument also comprises a lighting subset 5 consisting of a fiber optic head 6, a lens 7 (L1), a diaphragm 8 (D) and a beam splitter 9 (BS), a measurement subset 10 with two lenses 1 1 (L2) and 12 (L3), two mirrors 13 (M1) and 14 (M2) and a camera 15 with a matrix 16 of micro-lenses at the entrance of the camera 15, such that said camera 15 is placed in the focal plane of the micro-lenses.
  • the frame 1 has a motor 17 mounted on it (located in the upper part of the frame 1 in the embodiment of figures 2 and 3) whose axis can rotate around the Y direction, to which an arm 18 can be rotated which can rotate with said axis.
  • the components of the lighting subset 5, the components of the measurement subset 10 and the chamber 15 with the micro-lens array 16 are mounted on said arm 18.
  • the input light 20 is shown in a thin and dark linear line from the fiber optic head 6, and the output light 21 appears with a generally thicker line.
  • the motor 17 used can be a direct current servomotor.
  • the movement of the motor 17 may be governed by a controller for DC servo motor.
  • the instrument can additionally comprise a laser pointer mounted on the ophthalmological table 2.
  • the purpose of this element is to help the subject fix the gaze on a point (in this case, the red dot that originates the laser pointer reflected on a surface located in front of the instrument).
  • the arm 18 that is coupled to the motor shaft 17 and on which the components of the illumination subset 5, the components of the measurement subset 10 and the chamber 15 with the micro-lens matrix 16 can be L-shaped.
  • the components of the lighting subset 5 and the components of the measurement subset 10 are located on the vertical arm;
  • the horizontal arm allows said components to be distanced by the desired measurement from the frame 1 of the instrument.
  • the support surface 19 for the head of the subject on whose eyes the measurements are to be made may consist of a chin guard with a central curved-concave part, which allows to fix the subject's head comfortably.
  • the design of the instrument has focused on measuring only one visual meridian, although its use could be made in all directions on the retina.
  • We chose the horizontal meridian because it has been found that this meridian is the most suitable to be related to the possibility of developing myopia in studies conducted so far.
  • the angle to which peripheral vision can be important is still unclear. That is why the largest possible angle is sought up to which the Hartmann-Shack technique (on which it is based) can work without problems.
  • the limit is around 35 ° to 40 ° of visual angle. For more than 40 ° in many subjects the size of the smallest radius of the elliptical pupil turns out to be too small.
  • the instrument has been developed to scan over a 90 ° field and measure the central 80 ° of the visual field. The speed of the measurement is important for the accuracy of the results.
  • the distance between the pupil plane 22 of the eye (PP) and the HS sensor be equal at every angle. That is why the basis of our instrument is a rotation movement so that each point of a circle is exactly the same distance from the center.
  • the point of rotation is the center of the motor 17. This point is transferred to the PP 22 of the eye with an arm 18 in the form L which contains different optical components. Calculating the dimensions of the system is necessary to optimize various parameters.
  • the radius of rotation is a function of the desired dimensions, the angular range of scanning, the reduction of the optics of the telescope, the weight of the system and the use of the standard optical and mechanical components.
  • the 18 L arm contains two parts. A lighting part 5 and a measuring part. It is very important that the focal plane of L2 always coincides with the PP 22 of the eye. It is mounted to a motor 17 that can rotate on the angle RY. Although it is not desirable to have components moving in the subject's visual field, the design contains a long mirror 4 (LM) and a "hot" mirror 3 (HM).
  • LM long mirror 4
  • HM hot mirror 3
  • Hot mirror 3 is the only one component located in front of the subject's eye, it has an open visual field.
  • Figure 1 shows a scheme of the system.
  • a DC servo motor controlled by a controller can have speeds of 90 s.
  • a diode laser (whose wavelength of light is 780 nm) connected to an optical fiber serves as illumination light. The light enters the instrument at point F.
  • D gives the possibility to change the size of the beam between 1 mm to measure and 12 mm to take reference images.
  • L2-L3 To reduce the size of the system and the weight, only one telescope (L2-L3) is used.
  • ML is mounted by a type C mount to camera 15.
  • Camera 15 can be of various technologies, sensor sizes and temporal resolutions. In the case of the prototype developed to implement this invention, it has a pixel array of 1024 to 768 with 8 bit resolution and can measure up to 1,117 images per second.
  • the motor 17 operates with a USB cable and the camera 15 via a standard Ethernet port, which makes it possible to use a basic computer.
  • a specific support is designed to arrange all the components of the instrument mounted to an ophthalmological table 2 XYZ with chin guard. The table allows the instrument operator to align the instrument to the eye (right or left) of the subject without much discomfort on the subject side.
  • Figures 2 and 3 are two views of the system.
  • the only optical component that is not standard is the long mirror 4 (220 x 35 mm). This component is necessary since it is not desired to have components that move in the subject's line of sight.
  • the subject needs to look at a red dot created by a laser pointer to the wall in front of the instrument. The laser is fixed to the XYZ table and always gives the correct position for fixing in any table position.
  • Alignment of the instrument with the subject means putting the focal point of L2 in the center of PP 22.
  • the alignment follows a fixed and pre-established protocol. Two cameras are used. One shows the face / eyes of the subject. If the illumination light does not enter the eye, it can be seen in the image of this camera, with a dot to the subject's face.
  • the system moves to the position where the measuring beam enters the eye. Once the beam enters the eye, the HS camera starts recording images.
  • the first alignment in the Z direction is also done with the auxiliary chamber. The system is approached until the cross drawn on the screen is superimposed on the pupil of the eye. To put the system in its correct position, the arm 18 of the system moves up to 40 °. HS when the image is in the same place as the picture 0 or the system is aligned. To ensure that the measurements will always be fine, the system must also be set at -40 °. An experienced operator can align the instrument with the subject in about 1 minute.
  • the recording of the images is fully automated.
  • a program is developed. Motor movement 17 and image recording with the HS camera are synchronized by the software.
  • the recording speed is calculated to optimize various parameters, such as the intensity of the illumination, the maximum speed of the motor 17, the maximum speed of the camera 15, the sensitivity of the camera 15 and the limits of the synchronization software.
  • To decrease the recording time is measured continuously.
  • This method has the disadvantage that the optical quality of a single point is not measured, but the result of an integration on a small path traveled. To reduce the error, the integration path is never more than 50% of the distance between two measurements. That is why all measures are isolated.
  • the error is also very small because the density of measurements is higher than the variability of optical aberrations that are being investigated, which means that it is integrated over a field with equal values.
  • the method offers more advantages, since no resolution is lost.
  • a measurement contains 81 HS images and its complete recording takes 1 .8 seconds. The measurement is usually repeated 4 times (324 HS images) and the result is the average. The total time for this is 7.2 seconds which is still in the range in which the eye is in a constant situation.
  • the first phase consists of detecting the points in the HS image.
  • the second phase consists in comparing the position of the points by measuring with the perfect position. The difference between the two is used to determine the wave aberration expressed in a series of Zernike polynomials.
  • the coefficients are rescaled to a circular pupil of 4 mm.
  • the problem of elliptical pupils for measurements outside the axis is solved by the method of a circle surrounded, as explained in the publication of L. Lundstróm, A. Mira-Agudela and P. Artal, "Peripheral optical errors and their change with accommodation differ between emmetropic and myopic eyes ", Journal of Vision 9 (6), 1 -1 1 (2009).
  • the refraction is calculated from the second order coefficients.
  • the basic technique used in the instrument consists of an HS sensor.
  • the system is capable of measuring all aberrations and refraction of the eye at an angle of 80 degrees from the visual field with a resolution of 1 measure per degree. In 1.8 seconds, 81 different angles can be measured.
  • a new scanning method is used that gives the possibility of fast scanning over a wide angle in the retina. Because the method is optimized from a mechanical point of view to perform this type of measurement, it is possible to obtain a fast, robust, precise and simple system.

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Abstract

Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, incluyendo la refracción y las aberraciones, que comprende un bastidor (1) montado sobre una mesa oftalmológica (2) que se puede orientar en tres direcciones perpendiculares X, Y, Z y con una superficie de apoyo (19) para la cabeza, con un espejo caliente (3) y un espejo largo (4) solidarios al bastidor (1) delante de la cabeza. También comprende un subconjunto de iluminación (5) constituido por un cabezal (6) de fibra óptica, una lente L1 (7), un diafragma (8) D y un divisor (9) de haz BS, y un subconjunto de medida (10) con dos lentes L2 (11) y L3 (12), dos espejos M1 (13) y M2 (14) y una cámara (15) adaptada con una matriz (16) de micro-lentes a su entrada, de tal modo que dicha cámara (15) está colocada en el plano focal de las micro-lentes. El bastidor (1) presenta un motor (17) cuyo eje puede girar alrededor de la dirección Y, al que se acopla un brazo (18) que puede girar con dicho eje, estando los componentes del subconjunto de iluminación (5), los componentes del subconjunto de medida (10) y la cámara (15) con la matriz (16) de micro-lentes montados sobre dicho brazo (18).

Description

INSTRUMENTO PARA LA MEDIDA RÁPIDA DE LAS PROPIEDADES
ÓPTICAS DEL OJO EN TODO EL CAMPO VISUAL
Campo de la invención
La presente invención se refiere a un instrumento para medir las propiedades ópticas, refracción y aberraciones, del ojo en todo el campo visual, de especial aplicación para la prescripción de nuevos sistemas de corrección, como gafas o lentes de contacto, que puedan controlar la miopía en niños y adolescentes.
Antecedentes de la invención
Hoy en día, el interés en la calidad de la visión periférica del ojo humano (es decir, aquella que tiene lugar fuera de la zona central donde se ven los detalles con nitidez) es mayor que nunca. Este interés empezó en los años 70 con la sugerencia de que la visión periférica podía ser un factor importante que influyera en el desarrollo de la miopía (véase, por ejemplo, la publicación de F. Rempt, J. Hoogerheide, y W.P.H. Hoogenboom, "Peripheral Retinoscopy and Skiagram", Ophthalmologica 162, 1 -10 (1971 ), o la publicación de J. Hoogerheide, F. Rempt, y W.P.H. Hoogenboom, "Acquired Myopia in Young Pilots", Ophthalmologica 163, 209-215 (1971 )).
Para investigar dicha sugerencia varios laboratorios han realizado experimentos con animales, según se puede comprobar en las siguientes publicaciones:
- F. Schaeffel, A. Glasser y H.C. Howland, "Accommodation, refractive error and eye growth in chickens", Vision Res. 28, 639-657 (1988).
- S. Diether y F. Schaeffel, "Local changes in Eye Growth induced by Imposed Local Refractive Error despite Active Accommodation", Vision Res. 37, 659-668 (1997).
- E.L. Smith, C. Kee, R. Ramamirham,Y. Qiao-Grider y L. Hung, "Peripheral Vision Can Influence Eye Growth and Refractive Development in Infant Monkeys", Invest. Ophthalmol. Vis. Sci. 46, 3965-3972 (2005). - E.L. Smith, R. Ramamirthann, Y. Qiao-Grider, L. Hung, J. Huang, C. Kee, D. Coats y E. Paysse, "Effects of Foveal Ablation on Emmetropization and Form-Deprivation Myopia", Investigative Opthalmology & Visual Science 48, 3914-3922 (2007). D.O. Mutti, R.l. Sholtz, N.E. Friedman y K. Zadnik, "Peripheral Refraction and Ocular Shape in Children", Investigative Opthalmology & Visual Science 41 , 1022-1030 (2000).
La importancia de la visión periférica en el desarrollo de la miopía se ha reproducido en pruebas en primates y otros animales. En cuanto a los experimentos realizados en el ojo humano, varios grupos de investigación han encontrado correlaciones que pueden indicar que un ojo que tiene relativamente más hipermetropía en la retina periférica que en la fóvea tiene más probabilidad de desarrollar miopía, de acuerdo con las siguientes publicaciones:
- A. Seidemann, F. Schaeffel, A. Guirao, N. Lopez-Gil y P. Artal, "Peripheral refractive errors in myopic, emmetropic, and hyperopic young subjects", J. Opt. Soc. Am. A 19, 2363-2373 (2002).
- J. Wallman y J. Winawer, "Homeostasis of Eye Growth and the Question of Myopia", Neuron 43, 447-468 (2004).
- D.A. Atchison, N. Pritchard, K.L. Schmid, D.H. Scott, CE. Jones y J.M. Pope, "Shape of the Retinal Surface in Emmetropia and Myopia", Investigative Opthalmology & Visual Science 46, 2698-2707 (2005).
- D.O. Mutti, J.R. Hayes, G.L. Mitchell, L.A. Jones, M.L. Moeschberger, S.A. Gotter, R.N. Kleinstein, R.E. Manny, J.D. Twelker y K. Zadnik, "Refrective Error, Axial Length, and Relative Peripheral Refractive Error before and after the Onset of Myopia", Investigative Opthalmology & Visual Science 48, 2510-2519 (2007).
- L. Lundstróm, A. Mira-Agudelo y P. Artal, "Peripheral optical errors and their change with accommodation differ between emmetropic and myopic eyes", Journal of Vision 9(6): 17, 1 -1 1 (2009). - X. Chen, P. Sankaridurg, L. Donovan, Z. Lin, L. Li, A. Martínez, B. Holden y J. Ge, "Characteristics of peripheral refractive errors of myopic and non-myopic Chínese eyes", Vision Res. 50, 31 -35 (2010).
- W.N. Charman, H. Radhakrishnan, "Peripheral refraction and the development of refractive error: a review", Ophtal. Physiol. Opt. 30, 321 -
338 (2010).
Debido a la hipermetropía en la retina periférica, la imagen se encuentra enfocada detrás de la retina. Para tener esta imagen enfocada, la retina periférica del ojo crece para compensarlo y al mismo tiempo empuja la retina central hacia atrás, produciendo miopía. El primer estudio con niños que llevaban gafas especialmente desarrolladas para eliminar la hipermetropía en la retina periférica con el objeto de prevenir el desarrollo de la miopía se corresponde con la publicación de P.R. Sankaridurg, L. Donovan, S. Varnas, X. Chen, Z. Lin, S. Fisher, A. Ho, J. Ge, E. Smith y B. A. Holden, "Progression of Myopia With Spectacle Lenses Designed to Reduce Relative Peripheral Hyperopia: 12 Months Results", ARVO 2010 abstract, program # 2206.
La solicitud de patente española 200900692, referida a un "Dispositivo de corrección óptica de refracción en la retina periférica de manera asimétrica para el control de la progresión de la miopía", desarrolla otra versión de estos dispositivos para la profilaxis y prevención de la miopía en niños y/o adolescentes. En efecto, se trata de un dispositivo óptico modificador de la óptica del ojo en su retina periférica en la profilaxis de la progresión de la miopía, que está constituido por una lente que en su cuadrante nasal-inferior modifica la potencia de la lente de forma progresiva. El resto de los cuadrantes del dispositivo presenta una configuración de cristal graduado o de cristal plano, en función de que el usuario tenga algún defecto visual que requiera corrección óptica, o carezca de dicho defecto, respectivamente. La lente puede ser bien una lente óptica, una lente de contacto o sistemas electro-ópticos.
La técnica más utilizada actualmente para medir las aberraciones oculares está basada en el denominado sensor de frente de onda de Hartmann-
Shack. Dicho método se emplea en muchos laboratorios de investigación del mundo entero y es también el más utilizado en los sistemas disponibles comercialmente. Consiste en una matriz de micro-lentes, que está conjugada ópticamente con la pupila del ojo, y una cámara colocada en el plano focal de las micro-lentes. Si un frente de onda plano llega al sensor, la cámara registra una distribución perfectamente regular de puntos, mientras que si se trata de un frente de onda deformado (es decir, con aberraciones), la distribución de los puntos será irregular. Matemáticamente, el desplazamiento de cada punto es directamente proporcional a la derivada del frente de onda sobre cada micro- lente. La aberración de onda se calcula a partir de las imágenes de los puntos.
Para investigar bien el impacto de la visión periférica es importante disponer de instrumentos que sean capaces de medirlo rápidamente y con la precisión necesaria. Anteriormente se han usado instrumentos desarrollados para medir la refracción y/o las aberraciones de la visión central (en la fóvea). La única diferencia es que de manera secuencial hacen que el sujeto mire según distintos ángulos mientras se toman medidas con el instrumento fijo. Las medidas requieren mucho tiempo (varios minutos) y con el objeto de disminuir el tiempo, se reduce la cantidad de ángulos, lo que da como resultado una resolución angular pobre. Además, existen dudas sobre si al girar el ojo pueden cambiar las aberraciones por la tensión de los músculos del ojo sobre la óptica del ojo.
Existe una demanda de instrumentos que exploren todos los ángulos del ojo para mejorar las medidas. La principal diferencia entre un sistema estático y un sistema de barrido es que en el primero el sujeto necesita cambiar su línea de visión, y en el segundo es el instrumento el que cambia su posición para medir otros ángulos.
Se conocen dos instrumentos que realizan un barrido para medir la calidad óptica periférica del ojo. El "peripheral photorefractor", del documento de J. Tabernero y F. Schaeffel, "Fast scanning photoretinoscope for measuring peripheral refraction as a function of accommodation", J. Opt. Soc. Am. A. 26, 2206-2210 (2009), es un sistema que sólo mide la refracción del ojo en un meridiano de la pupila. El instrumento se mueve en una traslación lineal girando al mismo tiempo un divisor de haz. El rango de barrido es de 90 grados. Las ventajas del sistema son que su campo de barrido es grande y que la alineación del sujeto es menos crítica; sin embargo, presenta varias desventajas muy importantes. La base de funcionamiento del método es empírica, y la calibración de la reflexión de la luz en el fondo del ojo es vital para obtener resultados correctos. Por otro lado, sólo se puede medir la refracción de un meridiano. Es decir, proporciona medidas muy parciales de la óptica periférica del ojo. Además, debido a su diseño, un espejo se mueve enfrente del sujeto; esto puede ser una fuente de error para sujetos sin experiencia, ya que tenderán a seguirlo durante las medidas.
El otro escáner, correspondiente al documento de X. Wei y L. Thibos, "Design and validation of a scanning Shack Hartmann aberrometer for measurements of the eye over a wide field of view", Optics express 18, 1 134- 1 143 (2010), mide las aberraciones del ojo con la técnica de Hartmann-Shack (HS). Como se ha indicado anteriormente, esta técnica mide el frente de onda que sale el ojo (véanse los documentos de J. Liang, B. Grimm, S. Goelz and J.F. Bille, "Objective measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave-front sensor", J. Opt. Soc. Am. A 7, 1949- 1957 (1994); P. M. Prieto, F. Vargas-Martín, S. Goelz, P. Artal, "Analysis of the performance of the Hartmann-Shack sensor in the human eye", J. Opt. Soc. Am. A, 17, 1388-1398 (2000)). Las ventajas del instrumento son que los únicos elementos que se mueven son dos espejos y que se miden todas las aberraciones, además de la refracción. El campo a medir no solamente es la retina nasal y temporal, sino también la retina inferior y superior. Las desventajas son que la densidad de medidas es muy baja y sólo puede medir un campo de 30 grados, que es demasiado poco para tener una buena idea de la visión periférica. Este sistema, ya publicado, cubre poco campo y es lento (para medir sólo 37 ángulos emplea 8 segundos).
Existe, pues, la necesidad de disponer de un instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo, refracción y aberraciones, que sea rápido, robusto, preciso y sencillo, y que permita realizar las medidas en un campo visual amplio.
Sumario de la invención
Así, pues, el objeto de la presente invención es proporcionar un instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual que resuelva los inconvenientes mencionados.
La presente invención se refiere a un nuevo instrumento y a un nuevo modo de aplicación de la técnica que puede aplicarse para conocer mejor la contribución de la visión periférica al desarrollo de la miopía, y que puede ser usado para la prescripción personalizada de nuevos sistemas de gafas para la prevención de la miopía mediante el control de la óptica periférica.
La invención proporciona un instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, incluyendo la refracción y las aberraciones, que comprende un bastidor montado sobre una mesa oftalmológica, la cual se puede orientar en tres direcciones perpendiculares X, Y, Z, estando las direcciones X, Z sobre un mismo plano y la dirección Y perpendicular al plano sobre el que se encuentran las direcciones X, Z, teniendo el bastidor una superficie de apoyo para la cabeza del sujeto sobre cuyos ojos van a realizarse las medidas, con un espejo caliente y un espejo largo solidarios al bastidor y situados delante de la cabeza del sujeto, comprendiendo adicionalmente el instrumento un subconjunto de iluminación constituido por un cabezal de fibra óptica, una lente L1 , un diafragma D y un divisor de haz BS, y un subconjunto de medida con dos lentes L2 y L3, dos espejos M1 y M2 y una cámara adaptada con una matriz de micro-lentes a su entrada, de tal modo que dicha cámara está colocada en el plano focal de las micro-lentes, en el que el bastidor presenta un motor montado sobre él cuyo eje puede girar alrededor de la dirección Y, al que se acopla un brazo que puede girar con dicho eje, estando los componentes del subconjunto de iluminación, los componentes del subconjunto de medida y la cámara con la matriz de micro- lentes montados sobre dicho brazo. Mediante esta configuración con un brazo giratorio sobre el que se montan los componentes del subconjunto de iluminación, del subconjunto de medida y la cámara con la matriz de micro-lentes se logra que la distancia entre el plano de pupila del ojo del sujeto sobre el que se van a realizar las medidas y los componentes situados en dicho brazo sea la misma para todos los ángulos, siendo el eje de rotación el propio eje del motor.
Otra ventaja de la invención es que el sujeto cuyo ojo va a medirse permanece fijo, sin tener que cambiar su línea de visión.
Otra ventaja de la invención es que permite que el sujeto cuyo ojo va a medirse permanezca estático y cómodo, al poder estar provisto el instrumento de una mentonera para el apoyo del mentón.
Otras características y ventajas de la presente invención se desprenderán de la descripción detallada que sigue de una realización ilustrativa de su objeto en relación con las figuras que se acompañan.
Breve descripción de los dibujos
A continuación se ilustrará de manera no limitativa el objeto de la presente invención, haciendo referencia a los dibujos que se acompañan, en los cuales:
La figura 1 muestra un esquema de los componentes ópticos del instrumento de la invención.
La figura 2 muestra una vista lateral del instrumento de la invención con sus componentes.
La figura 3 muestra una vista frontal del instrumento de la invención con sus componentes.
Descripción detallada de la invención
En la figura 1 se representan esquemáticamente los componentes ópticos que forman el instrumento de la invención, y en las figuras 2 y 3 se representa el instrumento de la invención montado con todos sus componentes. Como se observa en dichas figuras, el instrumento comprende un bastidor 1 montado sobre una mesa oftalmológica 2, la cual se puede orientar en tres direcciones perpendiculares X, Y, Z. Las direcciones X, Z se encuentran sobre un mismo plano y la dirección Y perpendicular al plano sobre el que se encuentran las direcciones X, Z (véase el sistema de ejes representado en la figura 2). El bastidor 1 tiene una superficie de apoyo 19 para la cabeza del sujeto sobre cuyos ojos van a realizarse las medidas. Situados delante de la cabeza del sujeto y solidarios al bastidor 1 hay un espejo caliente 3 y un espejo largo 4.
El instrumento comprende también un subconjunto de iluminación 5 constituido por un cabezal 6 de fibra óptica, una lente 7 (L1 ), un diafragma 8 (D) y un divisor 9 de haz (BS), un subconjunto de medida 10 con dos lentes 1 1 (L2) y 12 (L3), dos espejos 13 (M1 ) y 14 (M2) y una cámara 15 con una matriz 16 de micro-lentes a la entrada de la cámara 15, de tal modo que dicha cámara 15 está colocada en el plano focal de las micro-lentes. El bastidor 1 presenta un motor 17 montado sobre él (situado en la parte superior del bastidor 1 en la realización de las figuras 2 y 3) cuyo eje puede girar alrededor de la dirección Y, al que se acopla un brazo 18 que puede girar con dicho eje. Los componentes del subconjunto de iluminación 5, los componentes del subconjunto de medida 10 y la cámara 15 con la matriz 16 de micro-lentes se encuentran montados sobre dicho brazo 18.
La luz de entrada 20 aparece representada en trazo lineal fino y oscuro a partir del cabezal 6 de fibra óptica, y la luz de salida 21 aparece con un trazo generalmente más grueso.
El motor 17 empleado puede ser un servomotor de corriente continua.
Asimismo, el movimiento del motor 17 puede estar regido por un controlador para servomotor de corriente continua.
El instrumento puede comprender adicionalmente un puntero láser montado en la mesa oftalmológica 2. El objeto de este elemento es ayudar a que el sujeto fije la mirada en un punto (en este caso, el punto rojo que origina el puntero láser reflejado sobre una superficie situada frente al instrumento). El brazo 18 que se acopla al eje del motor 17 y sobre el que se montan los componentes del subconjunto de iluminación 5, los componentes del subconjunto de medida 10 y la cámara 15 con la matriz 16 de micro-lentes puede tener forma de L. En la figura 2 se observa que los componentes del subconjunto de iluminación 5 y los componentes del subconjunto de medida 10 se encuentran sobre el brazo vertical; el brazo horizontal permite distanciar dichos componentes la medida deseada con respecto al bastidor 1 del instrumento.
Asimismo, la superficie de apoyo 19 para la cabeza del sujeto sobre cuyos ojos van a realizarse las medidas puede consistir en una mentonera con una parte curvo-cóncava central, que permite fijar la cabeza del sujeto de manera cómoda.
El diseño del instrumento se ha centrado en medir solo un meridiano visual, aunque su uso podría hacerse en todas las direcciones en la retina. Elegimos el meridiano horizontal porque se ha encontrado que este meridiano es el más indicado para estar relacionado con la posibilidad de desarrollar miopía en los estudios realizados hasta ahora. Todavía no está claro el ángulo hasta el cual la visión periférica puede ser importante. Por eso se busca el ángulo lo más grande posible hasta el cual la técnica de Hartmann-Shack (en la que está basado) puede funcionar sin problemas. El límite es alrededor de 35° a 40° de ángulo visual. Para más de 40° en muchos sujetos el tamaño del radio más pequeño de la pupila elíptica resulta ser demasiado pequeño. El instrumento ha sido desarrollado para escanear sobre un campo de 90° y medir los 80° centrales del campo visual. La velocidad de la medida es importante para la precisión de los resultados. Hay varias fuentes dinámicas en el ojo
(acomodación, cambios de la capa de lagrima y movimientos micro y macro sacadicos) que pueden influir en la refracción y las aberraciones del ojo. Para reducir el impacto de estas fuentes de error es muy importante que las medidas se hagan rápido (del orden de segundos). También la duración de las medidas es muy importante desde el punto de vista de la utilización en la práctica clínica del instrumento. Una medida integral (81 medidas sobre el meridiano horizontal) lleva 1 .8 segundos. Esto da la posibilidad de medir el ojo en el mismo estado varias veces. El promedio da un resultado todavía más preciso.
Se elige una resolución angular de una imagen por ángulo. La resolución alta también mejora la precisión de los resultados. Puesto que se sabe que la variación de las aberraciones cambia con una frecuencia baja, también se sabe que cuando se miden cambios bruscos se debe muy posiblemente a una imagen corrupta, lo cual se puede eliminar sin perder mucha información.
Un gran diferencia entre las medidas estáticas y las medidas que se realizan escaneando se ha explicado anteriormente. Cuando el sujeto no necesita cambiar la dirección de la mirada entre las distintas medidas, el tiempo de medida puede ser más corto y el ojo mantiene durante las medidas la misma tensión de la musculatura del ojo. Puesto que la comodidad del sujeto es muy importante para obtener buenas medidas, se usa en nuestro diseño una mentonera para fijar la cabeza y no hay componentes que se muevan en la línea de fijación del sujeto.
Para la precisión de la medida es importante que la distancia entre el plano de pupila 22 del ojo (PP) y el sensor HS sea igual en todo ángulo. Por eso la base de nuestro instrumento es un movimiento de rotación para que cada punto de un circulo esté exactamente a la misma distancia del centro. El punto de rotación es el centro del motor 17. Este punto esta trasladado al PP 22 del ojo con un brazo 18 en la forma L que contiene distintos componentes ópticos. Calcular las dimensiones del sistema es necesario para optimizar diversos parámetros. El radio de rotación es una función de las dimensiones deseadas, el rango angular de barrido, la reducción de la óptica del telescopio, el peso del sistema y el uso de los componentes óptico y mecánico estándar.
El brazo 18 L contiene dos partes. Un parte de iluminación 5 y una parte de medida. Es muy importante que el plano focal de L2 coincida siempre con el PP 22 del ojo. Está montado a un motor 17 que puede girar sobre el ángulo RY. Aunque no es deseable tener componentes moviéndose en el campo visual del sujeto, el diseño contiene un espejo largo 4 (LM) y un espejo "caliente" 3 (HM).
Ambos componentes son fijos. Puesto que el espejo caliente 3 es el único componente situado enfrente del ojo del sujeto, éste tiene un campo visual abierto. La figura 1 muestra un esquema del sistema.
Un servomotor de corriente continua controlado por un controlador puede tener velocidades de 90 s. Un láser de diodo (cuya longitud de onda de la luz es de 780 nm) conectado a una fibra óptica sirve como luz de iluminación. La luz entra en el instrumento en el punto F. D da la posibilidad de cambiar el tamaño del haz entre 1 mm para medir y 12 mm para tomar imágenes de referencia. Para disminuir el tamaño del sistema y el peso solo se usa un telescopio (L2-L3) esta usado. ML se monta mediante una montura tipo C a la cámara 15. La cámara 15 puede ser de diversas tecnologías, tamaños de sensor y resoluciones temporales. En el caso del prototipo desarrollado para implementar esta invención tiene una matriz de píxeles de 1024 a 768 con 8 bit resolución y puede medir hasta 1 17 imágenes por segundo. El motor 17 funciona con un cable de USB y la cámara 15 por un puerto Ethernet estándar, lo que hace que se pueda usar un ordenador básico. Se diseña un soporte especifico para disponer todos las componentes del instrumento montados a una mesa oftalmológica 2 XYZ con mentonera. La mesa da la posibilidad al operador del instrumento de alinear el instrumento al ojo (derecho o izquierdo) del sujeto sin muchas molestias por el lado de sujeto. Las figuras 2 y 3 son dos vistas del sistema.
El único componente óptico que no es estándar es el espejo largo 4 (220 x 35 mm). Este componte es necesario ya que no se desea tener componentes que se muevan en la línea de mirada del sujeto. Para la fijación el sujeto necesita mirar a un punto rojo creado por un puntero láser al muro situado enfrente del instrumento. El láser esta fijado a la mesa XYZ y siempre da la posición correcta para la fijación en cualquier posición de la mesa.
La alineación del instrumento con el sujeto significa poner el punto focal de L2 en el centro del PP 22. La alineación sigue un protocolo fijo y preestablecido. Se usan dos cámaras. Una muestra la cara/ojos del sujeto. Si la luz de iluminación no entra en el ojo, se puede ver en la imagen de esta cámara, con un punto a la cara del sujeto. Una vez que el alineamiento XY está hecho, se mueve el sistema hasta la posición donde el haz de medida entra en el ojo. Una vez que el haz entra en el ojo, la cámara HS empieza a registrar imágenes. La primera alineación en dirección Z se hace también con la cámara auxiliar. Se acerca el sistema hasta que la cruz dibujada en la pantalla se superpone en la pupila del ojo. Para poner el sistema en su posición correcta, el brazo 18 del sistema se mueve hasta 40°. Cuando la imagen de HS esta en el mismo lugar que la imagen a 0o, el sistema está alineado. Para asegurar que las medidas van a estar bien siempre, se debe poner el sistema también en - 40°. Un operador con experiencia puede alinear el instrumento con el sujeto en alrededor de 1 minuto.
La grabación de las imagines está totalmente automatizada. Para controlar el instrumento se desarrolla un programa. El movimiento del motor 17 y la grabación de imágenes con la cámara HS están sincronizados mediante el software. La velocidad de la grabación se calcula para optimizar diversos parámetros, como la intensidad de la iluminación, la velocidad máxima del motor 17, la velocidad máxima de la cámara 15, la sensibilidad de la cámara 15 y los limites del software de sincronización. Para disminuir el tiempo de grabación se mide de manera continua. Este método tiene la desventaja de que no se mide la calidad óptica de un solo punto, sino el resultado de una integración sobre un pequeño camino recorrido. Para reducir el error, el camino de integración nunca es más del 50% de la distancia entre dos medidas. Por eso todas las medidas están aisladas. También el error es muy pequeño porque la densidad de medidas es más alta que la variabilidad de aberraciones ópticas que se están investigando, lo que significa que se integra sobre un campo con valores iguales. El método ofrece más ventajas, ya que no se pierde resolución.
La integración reduce el importante problema del moteado coherente ("speckle") que normalmente daña las imágenes tomadas a velocidad alta y da como resultado imágenes de mejor calidad para ser analizadas y procesadas. Además, puesto que el instrumento puede moverse sin parar, no hay perturbaciones de la imagen debidas a vibraciones del motor 17. Los ajustes estándar del sistema se detallan a continuación. El sistema escanea sobre un ángulo de 90°. Solamente en la zona central de 80° las imágenes se graban para evitar perturbaciones de la imagen debidas al paro y arranque del motor 17. La potencia de la iluminación es de menos de 10 μ\Λ , que es varios órdenes de magnitud por debajo de los límites de exposición permitidos para esta longitud de onda. El tiempo de exposición es de 9 ms. Se escanea a 50 s y se graban imágenes a 50 Hz. Esto significa que una imagen es la integración de un camino de 0.45° de ángulo visual y que hay 0.55° de ángulo visible entre las imágenes. Una medida contiene 81 imágenes de HS y su grabación completa lleva 1 .8 segundos. Normalmente se repite la medida 4 veces (324 imágenes de HS) y el resultado es el promedio. El tiempo total para esto es de 7.2 segundos que está todavía en al rango en el que el ojo está en un situación constante.
Para determinar las aberraciones ópticas a partir de las imágenes de HS se desarrolló un programa que combina distintos algoritmos que se desarrollan para hacer las distintas fases de la elaboración. La primera fase consiste en detectar los puntos en la imagen de HS. La segunda fase consiste en comparar la posición de los puntos midiendo con la posición perfecta. La diferencia entre los dos se usa para determinar la aberración de onda expresada en una serie de polinomios de Zernike. En la última fase los coeficientes se reescalan a una pupila circular de 4 mm. El problema de las pupilas elípticas para las medidas fuera del eje se resuelve mediante el método de un círculo rodeado, como se explica en la publicación de L. Lundstróm, A. Mira-Agudela y P. Artal, "Peripheral optical errors and their change with accommodation differ between emmetropic and myopic eyes", Journal of Vision 9 (6), 1 -1 1 (2009). La refracción se calcula a partir de los coeficientes de segundo orden.
Como se ha visto, la técnica básica usada en el instrumento consiste en un sensor H-S. El sistema es capaz de medir todas las aberraciones y la refracción del ojo en un ángulo de 80 grados del campo visual con una resolución de 1 medida por grado. En 1 .8 segundos, se pueden medir 81 ángulos distintos. Se utiliza un nuevo método de barrido que da la posibilidad de escanear rápido sobre un ángulo amplio en la retina. Debido a que el método está optimizado desde un punto de vista mecánico para realizar este tipo de medidas, es posible obtener un sistema rápido, robusto, preciso y sencillo.
Con el instrumento de la invención se logra un sistema rápido de medida de la calidad óptica del ojo en la periferia retiniana. Sin movimientos del sujeto, rápido y preciso. Los resultados de refracción y óptica pueden usarse para la prescripción de gafas de control de miopía.
El mismo principio de barrido podría aplicarse a otros sistemas de medida de la óptica del ojo distintos al Hartmman-Shack propuesto aquí.
Aunque se han descrito y representado unas realizaciones del invento, es evidente que pueden introducirse en ellas modificaciones comprendidas dentro de su alcance, no debiendo considerarse limitado éste a dichas realizaciones, sino únicamente al contenido de las reivindicaciones siguientes.

Claims

REIVINDICACIONES
1 . - Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, incluyendo la refracción y las aberraciones, que comprende un bastidor (1 ) montado sobre una mesa oftalmológica (2), la cual se puede orientar en tres direcciones perpendiculares X, Y, Z, estando las direcciones X, Z sobre un mismo plano y la dirección Y perpendicular al plano sobre el que se encuentran las direcciones X, Z, teniendo el bastidor (1 ) una superficie de apoyo (19) para la cabeza del sujeto sobre cuyos ojos van a realizarse las medidas, con un espejo caliente (3) y un espejo largo (4) solidarios al bastidor (1 ) y situados delante de la cabeza del sujeto, comprendiendo adicionalmente el instrumento un subconjunto de iluminación (5) constituido por un cabezal (6) de fibra óptica, una lente (7) L1 , un diafragma (8) D y un divisor (9) de haz BS, y un subconjunto de medida (10) con dos lentes L2 (1 1 ) y L3 (12), dos espejos M1 (13) y M2 (14) y una cámara (15) adaptada con una matriz (16) de micro-lentes a su entrada, de tal modo que dicha cámara (15) está colocada en el plano focal de las micro-lentes, caracterizado porque el bastidor (1 ) presenta un motor (17) montado sobre él cuyo eje puede girar alrededor de la dirección Y, al que se acopla un brazo (18) que puede girar con dicho eje, estando los componentes del subconjunto de iluminación (5), los componentes del subconjunto de medida (10) y la cámara (15) con la matriz (16) de micro-lentes montados sobre dicho brazo (18).
2. - Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, según la reivindicación 1 , caracterizado porque el motor (17) es un servomotor de corriente continua.
3. - Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, según la reivindicación 2, caracterizado porque el movimiento del motor (17) está regido por un controlador para servomotor de corriente continua.
4. - Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque comprende adicionalmente un puntero láser montado en la mesa oftalmológica (2).
5. - Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el brazo (18) que se acopla al eje del motor (17) y sobre el que se montan los componentes del subconjunto de iluminación (5) y del subconjunto de medida (10) tiene forma de L.
6.- Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque la superficie de apoyo (19) para la cabeza del sujeto sobre cuyos ojos van a realizarse las medidas consiste en una mentonera con una parte curvo- cóncava central.
7.- Instrumento para medir las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizado porque el motor (17) y la cámara (15) se encuentran conectados a un ordenador.
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