[go: up one dir, main page]

WO2004025352A1 - Sensor piramidal para la determinacón de la aberración de onda del ojo humano - Google Patents

Sensor piramidal para la determinacón de la aberración de onda del ojo humano Download PDF

Info

Publication number
WO2004025352A1
WO2004025352A1 PCT/ES2003/000461 ES0300461W WO2004025352A1 WO 2004025352 A1 WO2004025352 A1 WO 2004025352A1 ES 0300461 W ES0300461 W ES 0300461W WO 2004025352 A1 WO2004025352 A1 WO 2004025352A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
sensor
pyramid
eye
plane
pyramidal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/ES2003/000461
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Ignacio Iglesias Casarrubios
Roberto Ragazzoni
Pablo Artal Soriano
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Universidad de Murcia
Original Assignee
Universidad de Murcia
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Universidad de Murcia filed Critical Universidad de Murcia
Priority to AU2003267457A priority Critical patent/AU2003267457A1/en
Publication of WO2004025352A1 publication Critical patent/WO2004025352A1/es
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1015—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for wavefront analysis

Definitions

  • the present invention relates to a pyramidal sensor for measuring the wave aberration of the human eye.
  • the sensor has the peculiarity that its core is materialized by a pyramid of four-sided dielectric material in order to divide the light that emerges from the reflection in the retina into four parts whose intensity is subsequently recorded with an intensity detector such as a CCD camera or other s ⁇ nilar device.
  • the goal is to improve the retinal observation monsters. Obtaining more detailed images would directly increase the chances of early detection of retinal pathologies in previous stages of development when there is still the possibility of treatment.
  • Retinal imaging methods are based in ophthalmoscopes that are systems that produce images of the retina using the optics of the eye as part of the instrument itself. For this reason, the quality of the images they produce is limited by the aberrations of each patient's eye optics.
  • the commercial success of a new generation of instruments of this type that, incorporating the dynamic correction of the wave aberration, offer greater resolution is assured. In this new generation of ophthalmoscopes, the detection of the
  • Wave aberration is a key piece since the control of the variable optics is carried out from this measurement.
  • Phototherapy Related to the previous point there is the possibility of applying Adaptive Optics to reduce the size of the laser light spot on the retina and thus improve
  • Automatic refractometers are necessary devices in the field of optics for the determination of certain basic wave aberration (blur and astigmatism) in order to establish the correction.
  • wave aberration sensors that are marketed for ophthalmology applications, are based directly on the so-called microlens matrix or Hartmann-Sack sensor that provides indirect information of the wave aberration through local gradient values of the aberration of the wavefront.
  • a drawback of the Hartmann-Sack sensor is that the dynamic range and sampling are fixed by the construction of the sensor itself, in particular by the focal and the opening of the microlenses, in addition its operation is based on a digital data processing (detection of mass centers in images) complicating the obtaining of wave aberration information.
  • the measurement system of the wave aberration, pyramid sensor which is recommended, obtains the same type of information as the sensor
  • Hartmann-Shack referred to in the previous section, that is to say indirect information of the wave aberration through the gradient, although with variations that make the correct operation different.
  • the senor of the invention is based on an eye umumination system and a pyramid of four-sided dielectric material with a large angle between them whose purpose is to divide the light that emerges from the eye after reflection in the retina in four parts.
  • the pyramid is placed in a plane external to the eye and conjugated with the retina (measurement plane) whose intensity is recorded behind with a CCD camera, or similar device, in a plane conjugated with the exit pupil of the system.
  • To perform the second conjugation - exit pupil plan with the intensity detector plane - a second lens or lens system is used.
  • the measurement (plane of the pyramid) is performed in a plane conjugated with the plane of the pupua.
  • the detector, CCD camera or simüar device is placed in a plane posterior to the pyramid, conjugated with the plane of the eye exit pupil. This is different from what happens with the other sensor described in the background of the invention in which the intensity detection (CCD) is located in a plane conjugated with the plane of the retina.
  • this system has the characteristic of that, with a pyramid of geometry and fixed dielectric properties, the sensor can be implemented in such a way that both the response and the sampling of the gradient information are dynamically modifiable, that is, they are adjustable, a characteristic that makes it different and especially interesting for applications in the human eye and for two reasons.
  • the dynamic alteration capacity of the parameters is interesting in dynamic systems such as adaptive optics in ophthalmology in which it may be convenient to dynamically modify the acquisition of data to adapt it to different aberration regimes in the system.
  • Figure 1 shows the scheme of a wavefront sensor made in accordance with the object of the present invention.
  • Figure 2. Shows a front view of the glass pyramid that is part of the sensor represented in the previous figure.
  • Figure 3. Shows a different view of the sensor represented in Figure 1, with indices corresponding to four reflected pupils.
  • Figure 4. Shows with a) a linear oscillation path in the Fourier plane; with b) an extensive incoherent emitter with binary intensity is represented, and with c) the graph corresponding to the response for the linear and extended source of Figure 4 a) and b) is represented.
  • Figure 5. It shows the scheme corresponding to a pyramidal sensor used with extensive illumination source, included as part of an optical system used to perform tests.
  • Figure 6. Shows with a) image of the data acquired by the intensity detector; with b) the gradient in both orthogonal directions, and c) the computed phase of the pupil function represented module 2 according to the test performed on an artificial eye.
  • Figure 7 ' Shows the variation of the different Zernike coefficients as the translation base is shifted in an artificial eye experiment, so that 1 cm of displacement introduces 0.97 diopters of refractive blur.
  • Figure 8.- Shows with a) the film of the acquired data, with b) the radiant in both orthogonal directions, and with c) the phase of the pupil function by moving the translation base (module 2) in a test performed In the living eye.
  • Figure 9. Shows the variation of the different Zernike coefficients by moving the translation base in the live eye experiment.
  • Figures 1, 2 and 3 schematize the elements of a pyramidal sensor.
  • the lens (L is used to form the Fourier transform of the output pupil function of a generic optical system from which a collimated beam of light emerges.
  • FIG. 2 a focal length apart from the lens and conjugated with the eye's retina - is placed in a pyramid of dielectric material (P) with four facets (P ') with a large angle between them, introducing four different inclinations, the pyramid Angularly divides and separates the light into four parts
  • a second lens (L 2 ) in Figure 1 is used to combine the exit plane of the eye of the optical system of the eye with a new plane in which a detector is placed intensity similar to a CCD
  • the sensor acquires four copies of the aperture with binary intensity. If the system undergoes aberrations, all four Puppy images are not the same.
  • Figure 2 shows the crystal pyramid P with its four faces P '; while in figure 3 the sensor is shown, according to another different representation, with the indexes A, B, C and D corresponding to each of the images of the output pupil of the optical system under study.
  • f is the focal length of the focusing lens, L L in Figure 2
  • w represents the function of the aberration wave at specific coordinates of the exit pupil (x, y).
  • the ray then reaches only one of the four facets and therefore only contributes to the intensity in one of the four images of the pupua: only one of the four positions associated with the position of the emergent ray of the pupua will produce non-zero intensity. From this information it is possible to know the quadrant where the end of the gradient vector ⁇ w associated with the ray is located. However, this signal will be independent of the vector module. This situation can be understood as saturation whatever the aberration is as long as it is not null.
  • one solution is to darken the pyramid.
  • the oscillation is carried out in such a way that the apex of the pyramid is translated along a symmetrical path around specific coordinates of the Fourier plane, not necessarily the coordinates of the optical axis, without rotation.
  • the CCD, or sensor simüar While moving the pyramid, the CCD, or sensor simüar, must integrate the signal in the time that lasts a minimum cycle of oscillation.
  • the value of the four related pixels on the images of the four pupils is balanced according to the gradient module, that is, at the distance between the intersection of the beam with the Fourier plane and the center of oscillation
  • the signal for a specific set of four associated pixels in each of the four images of the output pupil is sufficient to calculate the coordinates 0 for each ray using the expressions
  • Sampling (the density of gradient measurements) can be controlled by changing the scaling of the image of the system exit pupil on the plane of the CCD or similar detector. This can be achieved by modifying the focal length of the lens. This can be done dynamically using, instead of a single lens, a zoom like L 2 .
  • the sensor gain depends on the focal length f.
  • the sensor response curve depends on the path followed by the apex of the pyramid. As an example, Figure 4 a) shows a simple linear path of amplitude. The apex of the pyramid, represented with a cross symbol, oscillates around the center of the Fourier plane.
  • the dotted line in Figure 4 b) shows the calculated response of the normalized sensor using equation (4).
  • a change in the amplitude of the oscillation changes the gain and range.
  • the sensor becomes saturated when an aberrated ray reaches the Fourier plane out of the path (outside the [-,] interval).
  • the path does not necessarily have to be centered around the optical axis; Offset only means that the sensor measures a signal corresponding to a global inclination that is not present in the optical system under study.
  • the linear trajectory used here is not the only possibility, other less simple but more practical trajectories are possible, as the circular effect will be to linearize the response.
  • a system that moves the pyramid is equivalent to another in which the pyramid remains static and causes the electric field to oscillate around a point in the Fourier plane: for example using a system of mobile flat mirrors conjugated with some plane before the pyramid.
  • the system response can be controlled by modifying the angular excursion of the mirrors.
  • the pyramid is used to determine the wave aberration of optical imaging systems in which it is possible to control the incident illumination such as the human eye there is an additional possibility.
  • the emitting source In this type of systems to achieve an emerging collimated beam the emitting source must be punctual.
  • One way to oscillate the electric field over the pyramid is to swing the point source.
  • this type of system can be build using a system of movable flat mirrors in some plane prior to the entrance pupil of the optical system under study. The response of the system can be controlled, as before, by modifying the angular excursion of the mirrors.
  • An alternative option to the previous ones is the following.
  • Figure 4 b shows an example of an extended single source based on the linear oscillation path of Figure 4 a), which consists of a flat emitting square of extension.
  • equation (6) can be approximated by
  • the solid line in Figure 4 b) represents the normalized response that was calculated using equation (VI) for this particular emitter source geometry. Although there is still a region with linear behavior, the linear response range is reduced compared to the case of the oscillatory pyramid. By adjusting the focal length /, or by changing the extent of the object, the measuring range of the gradient can be adjusted to the linear regime. In any case, if the signal were used to direct a wave aberration compensation device, it would not be mandatory to use the sensor only in the linear regime and the entire range would be usable.
  • a sensor equivalent to that which employs an incoherent symmetric emitting object is a system consisting of a point emitter and a diffuser or set of rotary diffusers located in a plane located between the plane of the exit pupil of the optical system under study and the plane of the piramid.
  • the response range of such a system can be controlled by varying the distance between the diffusers thereby modifying the effect of the equivalent diffuser.
  • the electro-optical system depicted in Figure 5 was constructed.
  • a laser was used as a source of illumination.
  • a pair of independent rotary glass diffusers (RD) were used in order to randomly vary the phase.
  • a lens system (LL 2 ) and the beam splitter (BS) collects the light that emerges from the diffusers by lighting a large area of the retina. The effect of the rotary diffuser is to quickly change the mottling pattern
  • the light that is reflected from the back of the eye passes through a Badal optometer (mirrors Mi, M 2 , M 3 and M4 and lenses L 2 and L 3 ) in whose M 2 and M 3 mirrors are mounted on a translation base allowing us to introduce or correct the blur when moving the base.
  • a Badal optometer mirrors Mi, M 2 , M 3 and M4 and lenses L 2 and L 3
  • the light passes through the lens L, which plays the role of lens Li in Figure 1.
  • the pyramid divides the beam and the lens L 5 , equivalent to the lens L 2 in Figure 1, produces a quadruplicate image of the pupil on the CCD detector.
  • an opening (A 2 ) is placed in a plane conjugated with the natural pupil of the eye.
  • the images obtained are processed as follows.
  • an image processing module was developed to find the central coordinates of the four images of the output pupil. This calculation should be done only once at the beginning of the measurements.
  • the obtained pupil coordinates are used to create four images, each of which corresponds to the matrices A, B, C and D
  • the computer calculates the phase from the gradient data using an application of the Singular Value Decomposition (DVS) algorithm to calculate the pseudo-inverse matrix.
  • the program produces the wave aberration expressed in coefficients of the Zernike expansion excluding the piston, since the sensor is not sensitive to this term, and the lateral displacements of the wavefront, since we do not have precise control of the transverse position of the apex of the pyramid. The latter is just a limitation of this particular assembly that can be easily solved by precisely controlling the position of the pyramid's vertical.
  • FIG. 6 a) shows the images acquired by the CCD; b) shows the gradients calculated in the two orthogonal directions and c) the computed phase of the pupil function represented in turn (module 2).
  • the software has no limit on the number of Zernike coefficients it can handle; We arbitrarily limit the number to twelve coefficients.
  • Figure 7 shows the behavior of the different Zernike coefficients using the order and normalization given by Noli expressed in microns as a function of the different locations in the translation base.
  • the sensor produces a linear response in the measured blur for controlled values of the induced blur in the system. We use this result to find the sensor response to the local gradient.
  • the signals that the sensor measures at the different locations of the pixels within the pupil are proportional to the corresponding local variation of the wavelength aberration, that is, the measured gradients are located at the linear response regime of the sensor of figure 4 (continuous line). It is important to note that this behavior does not imply any concrete mode but the response of the sensor to the local gradient.
  • the sensor is capable of providing the correct value of the coefficient for any Zernike mode that is present on the wavefront whenever sampling is sufficient.
  • the same analysis could be carried out using a controlled change in any other different Zernike mode; the blur was the most easily controllable aberration to introduce into our experiment.
  • the results in Figure 7 show some variation in higher coefficients not correlated with the blur. Since the sensor responds with virtually no deviation for a linear response for blurring, we assume that the values for other non-spurious coefficients, but were also present in the system and changed slightly for each position of the translation base due to some alignment Defective Badal optometer lenses.
  • the local gradients must be placed within the framework of the linear response.
  • the sensor signals must be corrected using not a constant, but the complete information of the response curve.
  • the extent of the source in the retina can be modified to increase the linear frame.
  • the sensor shows a linear response for a gradient frame suitable for applications in the human eye with high sampling rate: approximately eight mü data points of the frontal wave inclination for a pupil diameter of 4 mm. Performed the experiment in the human eye, the results were as follows:
  • Figure 9 shows the variation of the first twelve Zernike coefficients in relation to the displacements of the translation base made.
  • the behavior is very similar to that of the artificial eye: a linear response to changes in the blur while the other techniques remain stable.
  • the blur response shifts to the right, representing the refraction of the subject (approximately half diopter).
  • the greater variability in the value of the coefficients found in the living eye (figure 9) compared with the artificial eye (figure 7) is explained by different factors such as, among others, that the accommodation was not paralyzed and that the position and alignment
  • the subject's eye may be slightly different during successive CCD acquisitions. It can be seen that the eye has astigmatism (Z 6 ) mainly because the fixation point was not aligned with the axis of the optical system.

Landscapes

  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Eye Examination Apparatus (AREA)

Abstract

Se trata de un sensor para determinar la aberración de onda frontal del ojo humano, que utiliza como núcleo una pirámide de cristal estática P, encontrando especial aplicación en el campo de la oftalmología. La pirámide P tiene cuatro caras P' que dividen el haz de luz en cuatro partes cuya intensidad se registra con una cámara de CCD o detector de intensidad similar. Las medidas son tomadas en un plano del sistema óptico (plano de Fourier), siendo ajustables a voluntad tanto el rango dinámico como el muestreo, pudiendo medir la función aberración de onda en múltiples circunstancias. Estructuralmente, puede comprender una lente L1 para formar la transformación Fourier de la función de la pupila; una pirámide de cristal P de cuatro caras o facetas P', para dividir y separar angularmente el campo eléctrico en cuatro partes, y una segunda lente L2 para conjugar el plano de salida con un nuevo plano en el que se coloca el sensor de intensidad o cámara de CCD. Para las mediciones, la pirámide de cristal P se mantiene estática y se hace oscilar el campo alrededor de ella.

Description

SF.NSOB PTR ArV-THAT PATI A T A DFTFKMTNAΓT N TIF T A ARFftRi ACIÓN T)F, ONDA DFT, OJO HUM NO
F, S Γ B T P Γ T N
OBJETO DE LA INVENCIÓN
La presente invención se refiere a un sensor piramidal para medir la aberración de onda del ojo humano. El sensor presenta la particularidad de que su núcleo está materializado por una pirámide de material dieléctrico de cuatro caras con el fin de dividir la luz que emerge de la reflexión en la retina en cuatro partes cuya intensidad se registra posteriormente con un detector de intensidad como una cámara CCD u otro dispositivo súnilar.
Es objeto de la invención proporcionar un sensor del tipo referido, con unas características particulares que permiten tanto que la señal obtenida en respuesta al valor de aberración en cada punto como el muestreo espacial de la información de la aberración de onda sean ajustables dinámicamente, resultando útiles para aplicaciones prácticas del uso de la información de la función aberración de onda en el ojo.
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN
La determinación de la aberración de onda es crítica en el diseño o en la mejora de sistemas ópticos. En el caso de la óptica del ojo humano, el conocimiento de la aberración de onda posibilita el desarrollo de importantes aplicaciones prácticas, entre las que pueden destacarse las siguientes: Cirugía refractiva: La ablación de la córnea tiene como objetivo reducir la aberración de onda ocular. El control de los láseres que producen la ablación se basa normalmente en datos limitados (solo desenfoque y astigmatismo) de la 5 aberración de onda. Potencialmente, el control del láser con medidas precisas de la aberración de onda del ojo podría mejorar los resultados de la intervención. Esta perspectiva, a pesar de estar aun en fase de estudio, ha potenciado que se comercialicen sistemas de medida de la aberración de onda,
10 principalmente por las propias empresas fabricantes de láseres de cirugía refractiva. Relacionado directamente, aunque no involucrado en el control de láseres, existe un amplio mercado potencial para los sistemas dedicados a proporcionar solo medidas de la aberración de onda destinadas a la evaluación
15 oftalmológica pre y post-quirúrgica de las intervenciones.
Diagnóstico en Oftalmología: se ha propuesto la utilización de técnicas de Óptica Adaptativa (óptica que cambia dinámicamente de forma) procedentes del campo de la construcción de telescopios en Astronomía en el ojo humano.
20 El fin es mejorar los mstrumentos de observación de la retina. La obtención de imágenes con más detalle, redundaría directamente en un aumento de las probabilidades de detección precoz de patologías de la retina en estadios previos de desarrollo cuando aun existe la posibilidad de tratamiento.
25 Si se tiene en cuenta que las enfermedades degenerativas de la retina son una de las causas más importantes de ceguera en el mundo desarrollado y que, como ocurre con otras discapacidades, suponen un gasto económico significativo, se comprende el interés en contar con cada vez mejores medios
30 de diagnostico. Los métodos de imagen de la retina se basan en los oftalmoscopios que son sistemas que producen imágenes de la retina utilizando la óptica del ojo como parte del propio instrumento. Por este motivo, la calidad de las imágenes que producen está limitada por las aberraciones de 5 la óptica del ojo de cada paciente. El éxito comercial de una nueva la generación de instrumentos de este tipo que, incorporando la corrección dinámica de la aberración de onda, ofrezcan mayor resolución está asegurado. En esta nueva generación de oftalmoscopios, la deteπninación de la
10 aberración de onda es una pieza clave ya que el control de la óptica variable se realiza a partir de esta medida. Fototerapia. Relacionada con el punto anterior existe la posibilidad de aplicar Óptica Adaptativa para reducir el tamaño la mancha de luz láser sobre la retina y mejorar así
15- tratamientos de fotocoagulación o de activación localizada de fármacos por luz. Como antes, las medidas de aberración de onda son imprescindibles para el control del sistema. No es difícil prever que este tipo de tratamientos, menos invasivos y, por tanto, de efectos más controlados, se incrementen en el
20 futuro.
Diseño de lentes oftálmicas (lentes de contacto, lentes infraoculares, etc). El desarrollo de nuevos diseños pasa por el estudio de la aberración de onda en nuevos prototipos. Las posibilidades actuales de mecanizado de materiales ópticos
25 hace que sea posible plantearse el diseño individualizado de elementos correctores muy precisos basándose en datos de la aberración de cada sujeto.
Sistemas de evaluación oftalmológica de lentes de contacto o implantes (lentes intraoculares, etc) para determinar su efecto
30 en la visión. No es difícil prever que cada consulta de oftalmología cuente en un futuro con un sistema de medida de aberración de onda para estas tareas.
Los refractómetros automáticos son dispositivos necesarios en el campo de la óptica para la determinación de determinados básicos de la aberración de onda (desenfoque y astigmatismo) con el fin de establecer la corrección.
La mayor parte de los sensores de aberración de onda que se comercializan para aplicaciones en oftalmología, se basan directamente en el denominado de matriz de microlentes o sensor de Hartmann-Sack que proporciona información indirecta de la aberración de onda a través de valores locales del gradiente de la aberración del frente de onda.
Existen documentos correspondientes a patentes de invención que describen formas de medir o determinar la aberración de onda basándose en el tipo de sensor anteriormente aludido, es decir el de Hartmann-Sack, sensor que actualmente es el único que se utiliza en el ojo para aplicaciones de óptica adaptativa.
Una inconveniente del sensor de Hartmann-Sack, es que el rango dinámico y el muestreo están fijados por la construcción del propio sensor, en particular por la focal y la apertura de las microlentes, además su funcionamiento se basa en un procesado digital de los datos (detección de centros de masas en imágenes) complicando la obtención de información de la aberración de onda.
En el sensor de Hartmann-Sack la medida se realiza en un plano conjugado con la pupüa de salida del sistema óptico que se desea evaluar mientras que en el sensor objeto de esta patente la medida se realiza en un plano del sistema óptico diferente. DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN
El sistema de medida de la aberración de onda, sensor piramidal, que se preconiza, obtiene el mismo tipo de información que el sensor de
Hartmann-Shack referido en el apartado anterior, es decir información indirecta de la aberración de onda a través del gradiente, aunque con variaciones que hacen que el correcto ftmcionamiento sea distinto.
Más concretamente, el sensor de la invención se basa en un sistema de üuminación del ojo y una pirámide de material dieléctrico de cuatro caras con un ángulo grande entre ellas cuyo fin es dividir la luz que emerge del ojo después de la reflexión en la retina en cuatro partes. La pirámide se sitúa en un plano externo al ojo y conjugado con la retina (plano de medida) cuya intensidad se registra detrás con una cámara CCD, o dispositivo similar, en un plano conjugado con la pupila de salida del sistema. Para realizar la primera conjugación -retina con el plano de la pirámide- puede ser necesario utilizar una lente o sistema de lentes. Para realizar la segunda conjugación -plano de pupila de salida con el plano del detector de intensidad- se utiliza una segunda lente o sistema de lentes.
A diferencia de lo que ocurre con el sensor de Hartrnann-Sack descrito en antecedentes de la invención la toma de medida (plano de la pirámide) se realiza en un plano conjugado con el plano de pupüa. El detector, cámara CCD o dispositivo simüar, se sitúa en un plano posterior a la pirámide, conjugado con el plano de la pupüa de salida del ojo. Esto es diferente a lo que ocurre con el otro sensor descrito en antecedentes de la invención en el que la detección de intensidad (CCD) se sitúa en un plano conjugado con el plano de la retina.
Además, en comparación con el sensor de Harrmann-Sack descrito en antecedentes de la invención, este sistema presenta la característica de que, con una pirámide de geometría y propiedades dieléctricas fijas, el sensor puede implementarse de tal forma que tanto la respuesta como el muestreo de la información del gradiente sean modificables dinámicamente, es decir que sean ajustables, característica ésta que lo hace distinto y especialmente interesante para aplicaciones en el ojo humano y por dos motivos. Primero, dada la gran variabüidad entre sujetos e incluso la posibüidad de encontrar sujetos con patologías que presenten aberraciones de onda de gran magnitud es interesante contar con sensores cuya respuesta sea fácilmente modificable de tal forma que se evite la saturación. En segundo lugar, la capacidad de alteración dinámica de los parámetros resulta interesante en sistemas también dinámicos como son los de óptica adaptativa en oftalmología en los que puede ser conveniente modificar dinámicamente la adquisición de datos para adecuarla a diferentes regímenes de aberración en el sistema.
DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS
Para complementar la descripción que se está realizando y con objeto de ayudar a una mejor comprensión de las características del invento, de acuerdo con un ejemplo preferente de realización práctica del mismo, se acompaña como parte integrante de dicha descripción, un juego de dibujos en donde con carácter üustrativo y no limitativo, se ha representado lo siguiente:
La figura 1.- Muestra el esquema de un sensor de frente de onda realizado de acuerdo con el objeto de la presente invención.
La figura 2.- Muestra una vista frontal de la pirámide de cristal que forma parte del sensor representado en la figura anterior.
La figura 3.- Muestra una vista diferente del sensor representado en la figura 1 , con índices correspondientes a cuatro pupüas reflejadas. La figura 4.- Muestra con a) una trayectoria lineal de oscüación en el plano Fourier; con b) se representa un emisor incoherente extenso con intensidad binaria, y con c) se representa el gráfico correspondiente a la respuesta para la fuente lineal y extendidas de la figura 4 a) y b).
La figura 5.- Muestra el esquema correspondiente a un sensor piramidal utilizado con fuente de üuminación extensa, incluido como parte de un sistema óptico utilizado para realizar ensayos.
La figura 6.- Muestra con a) imagen de los datos adquiridos por el detector de intensidad; con b) el gradiente en ambas direcciones ortogonales, y c) la fase computada de la función de pupüa representada módulo 2 de acuerdo con el ensayo realizado en un ojo artificial.
La figura 7 '.- Muestra la variación de los diferentes coeficientes Zernike según se desplaza la base de translación en experimento de ojo artificial, de manera que 1 cm de desplazamiento introduce 0,97 dioptrías de desenfoque refractivo.
La figura 8.- Muestra con a) la película de los datos adquiridos, con b) el radiante en ambas direcciones ortogonales, y con c) la fase de la función de pupüa moviendo la base de translación (módulo 2) en un ensayo realizado en el ojo vivo.
La figura 9.- Muestra la variación de los diferentes coeficientes de Zernike moviendo la base de translación en el experimento del ojo vivo.
REALIZACIÓN PREFERENTE DE LA INVENCIÓN Las figuras 1 , 2 y 3 esquematizan los elementos de un sensor piramidal. Como se representa en la figura 1, la lente (L es utilizada para formar la transformada de Fourier de la función pupüa de salida de un sistema óptico genérico del que emerge un haz de luz colimado. Tal como se muestra en la figura 2, en este plano - una longitud focal a parte de la lente y conjugado con la retina del ojo- se coloca una pirámide de material dieléctrico (P) de cuatro facetas (P') con un ángulo grande entre ellas. Introduciendo cuatro inclinaciones diferentes, la pirámide divide y separa angularmente la luz en cuatro partes. Una segunda lente (L2) en la figura 1, es utilizada para conjugar el plano de salida de la pupüa del sistema óptico del ojo con un nuevo plano en el que se coloca un detector de intensidad simÜar a un CCD. Tal como se representa en la figura 3, si el sistema está libre de aberración, sin considerar efectos de difracción, el sensor adquiere cuatro copias de la apertura con intensidad binaria. Si el sistema sufre aberraciones, las cuatro imágenes de la pupüa no son iguales.
En la figura 2 se muestra la pirámide de cristal P con sus cuatro caras P'; mientras que en la figura 3 se muestra el sensor, según otra representación distinta, con los índices A, B, C y D correspondientes a cada una de las imágenes de la pupüa de salida del sistema óptico bajo estudio.
El funcionamiento detallado es el siguiente. Sin un rayo que abandona una localización concreta de pupüa de salida no sufre aberración, alcanza el origen del plano Fourier. En esta situación, puede asumirse que la pirámide divide el rayo en exactamente cuatro rayos iguales llegando cada uno al plano sensor con la misma localización relativa tal como se representa en la figura 3. Sin embargo, si el mismo rayo sufre aberración, alcanza el plano Fourier (plano donde se sitúa la pirámide) con coordenadas dadas por
Figure imgf000011_0001
Donde f es la longitud focal de la lente de enfoque, LL en la figura 2 , y w representa la función de la onda de aberración a unas concretas coordenadas de pupüa de salida (x, y). El rayo alcanza entonces sólo una de las cuatro facetas y por lo tanto solo contribuye a la intensidad en una de las cuatro imágenes de la pupüa: solo una de las cuatro posiciones asociadas a la posición del rayo emergente de la pupüa producirá intensidad no nula. A partir de esta información es posible saber el cuadrante donde se sitúa el extremo del vector gradiente ^w asociado al rayo. Sin embargo, esta señal será independiente del módulo del vector. Esta situación puede entenderse como de saturación cualquiera que sea la aberración siempre que no sea nula.
Para evitar la saturación una solución consiste en oscüar la pirámide. La oscüación se realiza de forma que el vértice de la pirámide se traslade siguiendo una trayectoria simétrica alrededor de unas coordenadas concretas del plano de Fourier, no necesariamente las coordenadas del eje óptico, sin rotación. Mientras se mueve la pñámide el CCD, o sensor simüar, debe integrar la señal en el tiempo que dure un ciclo de oscüación como mínimo. De esta forma en, en lugar de ser binario, el valor de los cuatro píxeles relacionados sobre las imágenes de las cuatro pupüas se equilibra conforme al módulo del gradiente, es decir, a la distancia entre la intersección de rayo con el plano Fourier y el centro de oscüación. Oscüando la pirámide se consigue que la señal para un juego concreto de cuatro píxeles asociados en cada una de las cuatro imágenes de la pupüa de salida sea suficiente para calcular las coordenadas 0 para cada rayo utilizando las expresiones
Figure imgf000012_0001
Donde a,7, by, c y dy representan los valores de los píxeles referenciados como y j en las cuatro pupüas denominadas como A, B, C y D según representado en la figura 3.
El muestreo (la densidad de medidas de gradiente) puede ser controlado cambiando el escalado de la imagen de la pupüa de salida del sistema sobre el plano del CCD o detector similar. Esto se puede conseguir modificando la focal de la lente. Esto puede hacerse dinámicamente empleando, en lugar de una lente única, un zoom como L2. Por otro lado, tal como indica la ecuación (1), la ganancia del sensor depende de la longitud focal f. La curva de respuesta de sensor depende de la trayectoria que siga el vértice de la pirámide. Como ejemplo, la figura 4 a) muestra una trayectoria simple lineal de amplitud . El vértice de la pirámide, representado con símbolo de cruz, oscüa alrededor del centro de plano Fourier. Se muestra a continuación, sin pérdida de generalidad, cual es la respuesta teórica para un rayo particular del sensor para una variación en el gradiente que haga desplazarse el punto de intersección del rayo con el plano de Fourier en el eje x. En un ciclo de oscüación la intensidad del píxel , j de las cuatro pupüas reflejadas es
Figure imgf000012_0002
Así, utilizando la ecuación 2, el gradiente es proporcional a
Figure imgf000013_0001
La línea punteada de la figura 4 b) muestra la respuesta calculada del sensor normalizado empleando la ecuación (4). Un cambio en la amplitud de la oscüación cambia la ganancia y el rango. El sensor se satura cuando un rayo aberrado alcanza el plano Fourier fuera de la trayectoria ( fuera del intervalo [-, ]). En este punto, debe notarse que la trayectoria no tiene que estar necesariamente centrada alrededor del eje óptico; descentrar sólo significa que el sensor mide una señal correspondiente a una inclinación global que no está presente en el sistema óptico bajo estudio. La trayectoria linear aquí empleada no es la única posibüidad, son posibles otras trayectorias menos simples pero más prácticas, como la circular su efecto será deslinearizar la respuesta.
Según una de las características fundamentales del sensor es equivalente un sistema que mueva la pirámide con otro en el que la pirámide permanezca estática y se haga oscüar el campo eléctrico alrededor de un punto del plano de Fourier: por ejemplo utilizando un sistema de espejos planos móviles conjugados con algún plano anterior a la pirámide. La respuesta del sistema se puede controlar modificando la excursión angular de los espejos.
En el caso de que la pirámide se utüice para determinar la aberración de onda de sistemas ópticos formadores de imágenes en los que sea posible controlar la üuminación incidente como es el caso del ojo humano existe una posibüidad adicional. En este tipo de sistemas para conseguir un haz colimado emergente la fuente emisora debe ser puntual. Una manera de hacer oscüar el campo eléctrico sobre la pirámide es hacer oscilar la fuente puntual. Igual que antes, este tipo de sistema se puede construir utilizando un sistema de espejos planos móvües en algún plano previo a la pupüa de entrada del sistema óptico bajo estudio. La respuesta del sistema se puede controlar, igual que antes, modificando la excursión angular de los espejos. Una opción alternativa a las anteriores es la siguiente.
Consideremos el mismo sistema óptico de la figura 1 sustituyendo el emisor puntual por una fuente incoherente extensa mientras que la pirámide permanece estática con su vértice situado en ciertas coordenadas del plano Fourier. En ese caso, asumiendo isoplanatismo, el campo eléctrico en el plano Fourier puede ser considerado con un conjunto de copias indefinidas del campo eléctrico originado por una fuente puntual, incoherentes entre ellas, transportando cada una distintas energías de acuerdo con la distribución de la intensidad de la fuente. La respuesta teórica de este sistema puede calcularse reutilizando el modelo anterior modelando el objeto emisor por infinitas curvas de oscilación de forma que se llene su área. Como resultado de ello, junto con la emisión incoherente, una restricción adicional sobre la fuente aparece: con el fin de preservar la simetría de la respuesta del sensor con y la fuente debe ser simétrica.
La figura 4 b) muestra un ejemplo de una fuente simple extendida basada en la trayectoria de oscüación linear de la figura 4 a), que consiste en un cuadrado emisor plano de extensión . Para un rayo, cuando cambia el valor del gradiente en la dirección x, el valor teórico de los cuatro píxeles asociados en las imágenes de las cuatro pupüas puede ser calculado utilizando la expresión de la ecuación (2) integrando para .
Figure imgf000015_0001
'.y = d (Δ2 +2 Δ - 2) Δ < < Δ 0 ξ > A
se obtiene así la siguiente respuesta de sensor
1 ξ > A ξ = (2A - ξ)ξlA2 - Δ ≤ < Δ (VI)
- 1 ξ < -Δ
Para una región donde es significativamente más pequeña que , la ecuación (6) puede ser aproximada por
Figure imgf000015_0002
la respuesta es lineal pero la ganancia se duplica cuando se compara con el caso de la pirámide oscüante de la ecuación (IV).
La línea continua de la figura 4 b) representa la respuesta normalizada que fue calculada utüizando la ecuación (VI) para esta geometría particular de fuente emisora. Aunque aún hay una región con comportamiento lineal, el rango de respuesta lineal se reduce comparado con el caso de la pirámide oscüatoria. Ajusfando la longitud focal /, o cambiando la extensión del objeto, , se puede ajustar el rango de medida del gradiente al régimen lineal. En cualquier caso, si la señal fuera usada para dirigir un dispositivo de compensación de la aberración de onda, no sería obligatorio utilizar el sensor sólo en el régimen lineal y todo el rango sería utilizable.
Si la fuente fuera idealmente un emisor incoherente unidimensional con la geometría de la figura 4 a) la respuesta seria la misma que la obtenida en la línea de puntos de la figura 4 b).
Esta fuente extendida especialmente simple ha sido escogida en beneficio de la claridad; puede inferirse que una respuesta simüar se puede encontrar en otros objetos simétricos que no tengan necesariamente una distribución de intensidad constante.
Un sensor equivalente al que emplea un objeto emisor simétrico incoherente es un sistema que consista en un emisor puntual y un difusor o conjunto de difusores rotatorios situados en un plano situado entre el plano de la pupüa de salida del sistema óptico bajo estudio y el plano de la pirámide. El rango de respuesta de un sistema tal puede controlarse variando la distancia entre los difusores modificando así el efecto del difusor equivalente.
Para probar el sensor descrito anteriormente consistente en una pirámide estática y una fuente de üuminación extensa se construyó el sistema electro-óptico representado en la figura 5. Un láser fue utilizado como fuente de üuminación. Se utilizaron un par de difusores de vidrio rotatorios independientes (RD) con el fin de variar aleatoriamente la fase. Un sistema de lentes (L L2) y el divisor de haz (BS) recoge la luz que emerge de los difusores üuminando un área extensa de la retina. El efecto del difusor rotatorio es hacer cambiar rápidamente el patrón del moteado
"speckle" en la retina. En un tiempo de exposición suficientemente largo, se puede asumir que sobre la retina existe una fuente emisora extendida incoherente con perfil de intensidad gaussiano.
La luz que se refleja desde el fondo del ojo pasa a través de un optómetro Badal (espejos Mi, M2, M3 y M4 y lentes L2 y L3) en cuyos espejos M2 y M3 se montan en una base de translación permitiéndonos introducir o corregir el desenfoque al desplazar la base. Después del montaje Badal, la luz pasa a través de la lente L , que juega papel de lente Li en la figura 1. Entonces, la pirámide divide el haz y la lente L5, equivalente a la lente L2 en la figura 1 , produce una imagen por cuadriplicado de la pupüa sobre el detector CCD. Finalmente, para controlar el tamaño de la pupüa una abertura (A2) se coloca en un plano conjugado con la pupüa natural del ojo.
Las imágenes obtenidas se procesan de la siguiente forma.
Primero, un módulo de procesamiento de imágenes fue elaborado para encontrar las coordenadas centrales de las cuatro imágenes de la pupüa de salida. Este cálculo debe ser efectuado sólo una vez al principio de las medidas. Las coordenadas de pupüa obtenidas se usan para crear cuatro imágenes, cada una de las cuales se corresponde a las matrices A, B, C y D
(ver la figura 3). Después del cálculo de la ecuación (2) el ordenador calcula la fase a partir de los datos de gradiente utüizando una aplicación del algoritmo de la Descomposición del Valor Singular (DVS) para calcular la matriz pseudo-inversa. Finalmente, el programa produce la aberración de onda expresada en coeficientes de la expansión Zernike excluyendo el pistón, puesto que el sensor no es sensible a este termino, y los desplazamientos laterales del frente de onda, dado que no tenemos control preciso de la posición transversal del vértice de la pi-rámide. Esta última es solo una limitación de este montaje particular que puede fácilmente ser solventada controlando con precisión la posición del vertical de la pirámide.
Debe hacerse notar que, después de realizado el calculo para la primera imagen, la integración para imágenes subsiguientes implica solo una multiplicación de matrices lo que implica que el ordenador pierde una fracción muy pequeña de tiempo en el procesado de las señales del detector. Esto hace que este sensor sea adecuado para mediadas extremadamente rápidas de aberración de onda.
Careciendo de control preciso sobre la extensión de la fuente en la retina, no podemos asumir un incremento de pendiente. Por lo tanto, calibramos el sistema utüizando un parámetro obtenido por medio de una comparación del coeficiente de desenfoque medido con el valor real que debe producir un desplazamiento concreto de la base de translación.
Ensayamos el sistema en un ojo artificial que fue construido utüizando una lente focal corta para simular la óptica del ojo y un difusor estático como retina. Movimos la base de translación del optómetro midiendo la aberración de onda a intervalos. El desplazamiento de la base de translación introduce básicamente una cantidad de desenfoque proporcional al desplazamiento. La figura 6 a) muestra las imágenes adquiridas por el CCD; b) muestra los gradientes calculados en las dos direcciones ortogonales y c) la fase computada de la función de pupila representada en vuelta (módulo 2). El software no tiene límite alguno en cuanto al número de coeficientes Zernike que puede manejar; nosotros limitamos arbitrariamente el número a doce coeficientes.
La figura 7 muestra el comportamiento de los diferentes coeficientes Zernike utüizando el orden y la normalización dada por Noli expresada en micrones como una función de los diferentes emplazamientos en la base de translación. El sensor produce una respuesta lineal en el desenfoque medido para valores controlados del desenfoque inducido en el sistema. Utilizamos este resultado para encontrar la respuesta del sensor al gradiente local. Las señales que el sensor mide en las diferentes localizaciones de los píxeles dentro de la pupüa (figura 6 b)) son proporcionales a la variación local correspondiente del gradiente la aberración del frente de onda, es decir, los gradientes medidos se sitúan en el régimen linear de la respuesta del sensor de la figura 4 (línea continua). Es importante destacar que este comportamiento no implica ningún modo concreto sino la respuesta del sensor al gradiente local. Luego puede asumirse que el sensor es capaz de proporcionar el valor correcto del coeficiente para cualquier modo de Zernike que esté presente en el frente de onda siempre que el muestreo sea suficiente. El mismo análisis podría llevarse a cabo utüizando un cambio controlado en cualquier otro modo de Zernike diferente; el desenfoque fue la aberración más fácilmente controlable para introducir en nuestro experimento. Los resultados de la figura 7 muestran alguna variación en coeficientes más altos no correlacionados con el desenfoque. Dado que el sensor responde con prácticamente ninguna desviación para una respuesta lineal para el desenfoque, asumimos que los valores para otros coeficientes no espúreos, sino que también estaban presentes en el sistema y cambiaron ligeramente para cada posición de la base de translación debido a algún alineamiento defectuoso de las lentes del optómetro Badal.
Debe destacarse que si el sensor se tiene que utilizar para la medida absoluta del valor de la aberración, y no para dirigir un sistema de óptica adaptativa, los gradientes locales deben situarse en el marco de la respuesta lineal. Para valores de gradiente mayores las señales del sensor debe corregirse utüizando no una constante, sino la información completa de la curva de respuesta. Alternativamente, como se dijo más arriba, la extensión de la fuente en la retina puede modificarse para aumentar el marco lineal. Sin embargo, puede apreciarse que, en este concreto sistema óptico, el sensor muestra una respuesta lineal para un marco de gradiente adecuado para aplicaciones en el ojo humano con alta tasa de muestreo: aproximadamente ocho mü puntos de datos de la inclinación de onda frontal para un diámetro de pupüa de 4 mm. Realizado el experimento en el ojo humano, los resultados fueron los siguientes:
En el sistema utilizado previamente incluimos un mordedor consistente en una impronta dental unida a una sistema de posicionado para fijar la cabeza del sujeto. Recogimos imágenes con exposición de 200 mseg y 4 mm de diámetro de pupüa. La zona üuminada en la retina fue de aproximadamente 1 grado. El sujeto observó una diana para estabüizar la fijación entre exposiciones. La acomodación no se paralizó. Como ocurría con el ojo artificial, el experimento consistía en adquirir imágenes secuenciales para diferentes desplazamientos de la base de translación observando el comportamiento de los coeficientes de Zeπüke. La figura 8 muestra un ejemplo de las imágenes del plano de pupüa recogidas por el CCD (panel a); en el panel b) los gradientes calculados utüizando las imágenes del panel a), c) las aberraciones de onda obtenidas.
La figura 9 muestra la variación de los primeros doce coeficientes Zernike con relación a los desplazamientos de la base de translación realizados. El comportamiento es muy similar al del ojo artificial: una respuesta lineal para cambios en el desenfoque mientras los otros téπninos permanecen estables. En esta figura, la respuesta del desenfoque se desplaza a la derecha, representando la refracción del sujeto (aproximadamente media dioptría). La mayor variabüidad en el valor de los coeficientes encontrada en el ojo vivo (figura 9) comparando con el ojo artificial (figura 7) se explica por diferentes factores como son, entre otros, que la acomodación no se paralizó y que la posición y alineamiento del ojo del sujeto podrían ser ligeramente diferentes durante sucesivas adquisiciones del CCD. Puede observarse que el ojo presenta astigmatismo (Z6) principalmente porque el punto de fijación no estaba alineado con el eje del sistema óptico.

Claims

R F, T V T N D T C A C I O N F, S
I a .- Sensor de tipo piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano caracterizado porque comprende, como núcleo, una pirámide de material dieléctrico estática P de cuatro caras P' con un ángulo de vértice grande entre las caras, mediante la que se efectúa la repartición angular del haz de luz en cuatro partes, cuya intensidad es registrada con un detector simüar a detector CCD; habiéndose previsto la posibüidad de utilizar una primera lente, o sistema de lentes y/o espejos, Lt situada por delante de la pirámide P para formar la transformada de Fourier de la función pupüa de salida del ojo, mientras que por detrás de la pirámide P va situada una segunda lente, o sistema de lentes y/o espejos, L2 para conjugar el plano de la pupüa de salida del ojo sobre un plano en el que se sitúa el aludido detector de intensidad.
2a.- Sensor piramidal para la deteπninación de la aberración de onda del ojo humano, según reivindicación I a, caracterizado porque se utüiza un haz de luz colimado estático para Üuminar el ojo; habiéndose previsto un sistema de espejos planos móvües, ambos conjugados con la pupüa de salida del ojo y simados entre el ojo y la pirámide, de tal manera que hagan oscüar la luz emergente del ojo sobre la pirámide P de forma que el haz siga un circuito simétrico respecto a algún punto del plano donde se sitúa la pirámide.
3a.- Sensor piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano, según reivindicación I a y 2a , en el que la respuesta del sensor se modifica dinámicamente variando la amplitud de oscüación angular de los espejos.
4a.- Sensor piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano u otros sistemas ópticos, según reivindicación I a , caracterizado porque se utüiza un haz de luz colimado que se hace oscüar angularmente para üuminar el ojo o, en general, el sistema óptico bajo estudio de tal forma que la luz reflejada por el ojo o, en general, que atraviese el sistema óptico bajo estudio oscüe sobre la pirámide P siguiendo un circuito simétrico respecto a un punto del plano donde se sitúa la pirámide; habiéndose previsto un sistema de espejos planos móvües, situados entre la fuente de Üurninación y la pupüa de entrada del ojo o, en general, el sistema óptico bajo estudio y ambos conjugados con este plano, de tal manera que hagan oscüar angularmente el haz de üuminación.
5 a Sensor piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano u otro sistema óptico, según reivindicación Ia y 4a, en el que la respuesta del sensor se modifica dinámicamente variando la amplitud de oscilación angular de los espejos.
6a .- Sensor piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano, o cualquier otro sistema óptico, según reivindicación I a , caracterizado porque se utüiza una fuente de luz extensa aproximadamente espacialmente incoherente para üuπiinar el sistema óptico que se quiere determinar de forma que el haz alcance el plano donde se sitúa la pirámide P con una extensión mayor que si la fuente de üuminación fuera puntual.
7a .- Sensor piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano, o cualquier otro sistema óptico, según reivindicación I a y 6a , en el que la respuesta del sensor se modifica variando la extensión aparente o real de la fuente de üuminación.
8a.- Sensor piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano, según reivindicación I a, caracterizado porque se utüiza un haz de luz colimado para iluminar el ojo mientras que se utiliza un conjunto de difusores planos (vidrio esmerilado o simüar) en un plano posterior a la pupüa de salida del ojo y anterior a la pirámide P para extender el haz sobre este plano.
9a.- Sensor piramidal para la determinación de la aberración de onda del ojo humano, o cualquier otro sistema óptico, según reivindicación I a y 8a, caracterizado porque la distancia entre difusores se controla mecánicamente para modificar las propiedades ópticas del sistema de difusores con el fin de variar la extensión que inducen en el haz sobre la pirámide P y de este modo ajustar dinámicamente la respuesta del sensor.
10a.- Procedimientos de ablación en cirugía refractiva personalizada que empleen el sensor piramidal según reivindicaciones anteriores.
11a.- Procedimientos de diseño de lentes infraoculares personalizadas y lentes oftálmicas en general que empleen el sensor piramidal según reivindicaciones I a a 9a.
12a.- Lentes infraoculares y lentes oftálmicas en general para cuyo diseño personalizado se haya empleado el sensor piramidal según reivindicaciones Ia a 9a.
13a.- Sistemas de imagen de la retina que utilicen óptica adaptativa controlada por un sensor piramidal según reivindicaciones 1 a 9a.
PCT/ES2003/000461 2002-09-13 2003-09-11 Sensor piramidal para la determinacón de la aberración de onda del ojo humano Ceased WO2004025352A1 (es)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
AU2003267457A AU2003267457A1 (en) 2002-09-13 2003-09-11 Pyramid sensor for determining the wave aberration of the human eye

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
ES200202103A ES2219156B1 (es) 2002-09-13 2002-09-13 Sensor piramidal para la determinacion de la aberracion de onda del ojo humano.
ESP200202103 2002-09-13

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2004025352A1 true WO2004025352A1 (es) 2004-03-25

Family

ID=31985214

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/ES2003/000461 Ceased WO2004025352A1 (es) 2002-09-13 2003-09-11 Sensor piramidal para la determinacón de la aberración de onda del ojo humano

Country Status (3)

Country Link
AU (1) AU2003267457A1 (es)
ES (1) ES2219156B1 (es)
WO (1) WO2004025352A1 (es)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014111759A1 (en) 2012-11-07 2014-07-24 Costruzioni Strumenti Oftalmici C.S.O. S.R.L. Method and apparatus for measuring aberrations of a ocular optical system
WO2015049632A1 (en) 2013-10-02 2015-04-09 Costruzioni Strumenti Oftalmici C.S.O. S.R.L. Apparatus and method for measuring aberrations of the optical system of a living being

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020047992A1 (en) * 2000-01-27 2002-04-25 Zyoptics, Inc. Method and apparatus for measuring optical aberrations of the human eye
US6382795B1 (en) * 2000-05-20 2002-05-07 Carl Zeiss, Inc. Method and apparatus for measuring refractive errors of an eye

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020047992A1 (en) * 2000-01-27 2002-04-25 Zyoptics, Inc. Method and apparatus for measuring optical aberrations of the human eye
US6382795B1 (en) * 2000-05-20 2002-05-07 Carl Zeiss, Inc. Method and apparatus for measuring refractive errors of an eye

Non-Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
CAGIGAL M. ET AL.: "Statistical description of wave-front aberration in the human eye", OPTICS LETTERS, vol. 27, no. 1, 1 January 2002 (2002-01-01), pages 37 - 39 *
IGLESIAS I. ET AL.: "Extended source pyramid wave-front sensor for the human eye", OPTICS EXPRESS, vol. 10, no. 9, 6 May 2002 (2002-05-06), pages 419 - 428 *

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014111759A1 (en) 2012-11-07 2014-07-24 Costruzioni Strumenti Oftalmici C.S.O. S.R.L. Method and apparatus for measuring aberrations of a ocular optical system
US9665771B2 (en) 2012-11-07 2017-05-30 Costruzioni Strumenti Oftalmici C.S.O. S.R.L. Method and apparatus for measuring aberrations of an ocular optical system
WO2015049632A1 (en) 2013-10-02 2015-04-09 Costruzioni Strumenti Oftalmici C.S.O. S.R.L. Apparatus and method for measuring aberrations of the optical system of a living being
US10016129B2 (en) 2013-10-02 2018-07-10 Costruzioni Strumenti Oftalmici C.S.O. S.R.L. Apparatus and method for measuring aberrations of the optical system of a living being

Also Published As

Publication number Publication date
AU2003267457A1 (en) 2004-04-30
ES2219156B1 (es) 2005-10-16
ES2219156A1 (es) 2004-11-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2380094T3 (es) Aberrómetro para deflectometría de Moiré
ES2279550T3 (es) Medicion y correccion objetivas de sistemas opticos utilizando analisis de frente de onda.
ES2361293T3 (es) Dispositivo para medir la refracción de aberración ocular.
ES2390397T3 (es) Perfil corneal personalizado
ES2312642T3 (es) Metodo de calibracion de aberrometro.
ES2300259T3 (es) Aparato para la formacion de imagenes de tejido ocular.
ES2461552T3 (es) Cámara ocular digital
CN101862178B (zh) 一种基于自适应光学的反射式共焦扫描视网膜成像系统
US6439720B1 (en) Method and apparatus for measuring optical aberrations of the human eye
ES2337159T3 (es) Tomografia de alta resolucion lateral y axial de la retina.
ES2665536T3 (es) Microscopio quirúrgico y sensor de frente de onda integrados
JP5026741B2 (ja) 眼科用検査装置の操作方法
ES2199095T3 (es) Reconocimiento y seguimiento del iris para el tratamiento optico.
ES2294206T3 (es) Aberrometro.
ES2223874T3 (es) Medicion objetiva y correccion de sistemas opticos que utiliza el analisis de frente de ondas.
ES2346392B1 (es) Metodo de medida y control binocular de las aberraciones de los ojos,presentacion simultanea de estimulos visuales, e instrumento oftalmico que implementa dicho metodo.
ES2718501T3 (es) Instrumento para la medida rápida de las propiedades ópticas del ojo en todo el campo visual
BRPI0809427A2 (pt) Caracterização de sistemas óticos relacionados aos olhos
ES2300505T3 (es) Sistema de extesion de rango y filtro espacial.
JPH10502002A (ja) 目の屈折力を評価するための装置と方法
JP2004524051A (ja) 光学システムの客観的測定のための波面センサー及びその方法
ES2337059T3 (es) Medicion de la topografia de la superficie y la aberracion de onda de un sistema de lentes.
ES2701608T3 (es) Aparato y procedimiento para modelar estructuras oculares
WO2019234670A1 (es) Instrumento de realidad virtual para medir la refracción y aberraciones del ojo de manera automática
US7708402B2 (en) Goggles for improved ocular vision

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AE AG AL AM AT AU AZ BA BB BG BR BY BZ CA CH CN CO CR CU CZ DE DK DM DZ EC EE ES FI GB GD GE GH GM HR HU ID IL IN IS JP KE KG KP KR KZ LC LK LR LS LT LU LV MA MD MG MK MN MW MX MZ NI NO NZ OM PG PH PL PT RO RU SC SD SE SG SK SL SY TJ TM TN TR TT TZ UA UG US UZ VC VN YU ZA ZM ZW

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): GH GM KE LS MW MZ SD SL SZ TZ UG ZM ZW AM AZ BY KG KZ MD RU TJ TM AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IT LU MC NL PT RO SE SI SK TR BF BJ CF CG CI CM GA GN GQ GW ML MR NE SN TD TG

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
122 Ep: pct application non-entry in european phase
NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP

WWW Wipo information: withdrawn in national office

Country of ref document: JP