PROCEDIMIENTO Y DISPOSITIVO DE DETECCION DE MODOS PROPIOS DE VIBRACION DE UN OJO MEDIANTE INTERFEROMETRIA LASER, Y SU APLICACION A LA MEDICION DE LA PRESION INTRAOCULAR (PIO).

Procedimiento de detección de al menos un modo propio de vibración de un ojo mediante interferometría láser.

Dicho procedimiento consta de las siguientes etapas que consisten en:

- colocar el ojo (3) en relación a un dispositivo de detección (1) de manera que forme con este dispositivo una cavidad de Pérot-Fabry de eje óptico principal (A1) y que conste de dos lados reflectantes opuestos según el eje óptico principal (A1). Uno de estos lados está constituido por un elemento reflectante (M1) fijo y el otro está formado por la córnea (2) del ojo (3);

- inyectar en esta cavidad un haz de láser (F) incidente, las alineaciones lateral y longitudinal de la córnea (2) en relación al eje óptico principal (A1) están realizadas de forma que se obtengan interferencias longitudinales entre los haces de láser de ida y vuelta reflejados entre los dos lados reflectantes de la cavidad (M1, 2); y

- detectar mediante un sensor optoelectrónico (7) la intensidad (I) en el tiempo de estas interferencias, dicho procedimiento está caracterizado porque el haz de láser (F) incidente está alineado y centrado sobre el eje óptico principal (A1) de la cavidad de Pérot-Fabry

Procedimiento y dispositivo de detección de modos propios de vibración de un ojo mediante interferometría láser, y su aplicación a la medición de la presión intraocular (PIO).

La presente invención hace referencia a la detección de modos propios de vibración de un ojo. Se aplica preferentemente, aunque no exclusivamente, a la medición de la presión intraocular (PIO).

En el área de la oftalmología, la medición de la presión intraocular se utiliza, por ejemplo, para diagnosticar determinadas patologías oftalmológicas, de las cuales, la principal es el glaucoma ocular.

A día de hoy existen diferentes dispositivos de medición de la presión intraocular que pueden clasificarse en dos categorías principales: los tonómetros y los dispositivos de medición mediante interferometría láser. Entre los tonómetros de contacto se encuentran principalmente los tonómetros de indentación, como por ejemplo el tonómetro de Schiotz y los tonómetros de aplanación, de los cuales, el más extendido es el tonómetro de Goldman.

Los tonómetros de indentación utilizan un pistón que se utiliza para deformar la pared ocular, enfocándose en la córnea y la medición de la PIO se realiza midiendo la longitud de desplazamiento del pistón. El mayor inconveniente de la tonometría de indentación es que obliga a tener en cuenta la rigidez de la pared ocular, lo que supone una variabilidad de la medición de un ojo al otro. Por este motivo, se puede considerar que esta técnica de medición no es la más utilizada hoy en día.

Los tonómetros de aplanación utilizan el principio conocido según el cual la presión que existe en el interior de una cámara de presión esférica, como el ojo, está relacionada con la fuerza que es capaz de aplanar una superficie determinada de esta esfera.

Más en concreto, entre los tonómetros de aplanación, el tonómetro de Goldman está compuesto por un cono de aplanamiento de plástico que contiene un biprisma que transforma la imagen redonda de la córnea aplanada en dos semicírculos que coinciden en el momento de la aplanación de la córnea. Este cono de aplanamiento está unido por una varilla a un sistema que genera, gracias a un muelle calibrado, la fuerza necesaria para la aplanación y que convierte esta fuerza en milímetros de mercurio (mm-Hg). El principal inconveniente de este tonómetro es que su utilización resulta traumatizante para el ojo y dolorosa, ya que se ejerce una fuerza mecánica de deformación sobre la córnea. El resultado de ello es que la medición repetida sobre el mismo ojo puede producir una lesión del epitelio corneal y en la práctica este método debe ser utilizado necesariamente por un oftalmólogo y utilizando una anestesia local para el ojo, en forma de colirio anestésico. Igualmente, a pesar de una sensibilidad satisfactoria, las causas de error en la medición son numerosas debido a la variabilidad ligada a las lágrimas, a la adaptación, al grosor de la córnea.

El segundo tipo de tonómetro de aplanación, todavía denominado tonómetro sin contacto, utiliza un chorro de aire de corta duración para deformar la córnea justo para tornarla cóncava pero pasando por una fase donde la superficie aplanada de la córnea presenta el mejor ángulo de reflexión entre la fuente luminosa y un sensor optoelectrónico. Esto es lo máximo que se detecta y se considera como momento de medición. El tiempo transcurrido entre el comienzo del chorro de aire y la reflexión máxima sobre la córnea puede traducirse en un valor de presión intraocular. Este tipo de tonómetro implica otra vez, de forma perjudicial, una deformación mecánica de la córnea.

Más recientemente se han propuesto dispositivos de medición de la presión intraocular por interferometría láser, con la principal ventaja de que se evita ejercer una fuerza de presión mecánica sobre la córnea para deformarla durante la medición. Estos dispositivos se basan en hacer vibrar el ojo, por ejemplo, mediante una onda acústica y utilizando un interferómetro de tipo Michelson para detectar las frecuencias de los modos propios de vibración del ojo. Los trabajos han mostrado, en efecto, que existía una relación simple entre las frecuencias de los modos propios de vibración del ojo y la presión intraocular.

Un ejemplo de este tipo de dispositivo se describe en la solicitud de patente internacional WO-A-9321820. En este tipo de interferómetro, el haz de láser incidente principal se divide mediante un espejo divisor (referencia 46 del ejemplo de realización de la figura 2 de WO-A-9321820) en dos haces incidentes secundarios, orientados 90º, uno de los haces incidentes secundarios es reflejado por la superficie de la córnea del ojo, el otro haz incidente secundario es reflejado por un espejo (referencia 70 en el ejemplo de realización de la figura 2 de WO-A-9321820). Los dos haces devueltos y reflejados respectivamente por la córnea y por el espejo vuelven al espejo divisor donde interfieren. Un inconveniente importante de este dispositivo es que para obtener las interferencias, es imperativo que los haces devueltos sean perfectamente colineales. Se deduce que la córnea debe estar perfectamente alineada en relación al espejo divisor y que no es posible admitir la más mínima desalineación lateral o longitudinal de la córnea, lo que hace de la medición algo muy exigente en términos de posicionamiento del ojo. Igualmente se deduce que este dispositivo es extremadamente sensible a las más mínimas perturbaciones exteriores susceptibles de modificar muy ligeramente la alineación del sistema óptico y es especialmente sensible a los más mínimos movimientos y vibraciones mecánicas del dispositivo. Otro inconveniente de este tipo de dispositivo es que la detección de las frecuencias propias de vibración del ojo mediante la medición de la intensidad transmitida por el interferómetro necesita en la práctica la utilización de un láser de gran potencia, lo que conlleva el riesgo de lesionar la córnea. Finalmente, en la solicitud de patente internacional WO-A-9321820, la excitación del ojo para que comience a vibrar se realiza según un método armónico de barrido de frecuencias de la onda acústica de excitación. Este método de excitación armónica presenta el inconveniente de que aumenta la duración de la medición y, sobre todo, la onda acústica puede dañar el tímpano.

La invención aspira a proponer un nuevo procedimiento de detección mediante interferometría láser, de uno o varios modos propios de vibración de un ojo pero que, en comparación con los métodos anteriormente citados, basados en la utilización de un interferómetro de tipo Michelson, presente principalmente las ventajas de ser menos exigente con el posicionamiento del ojo, que sea menos sensible a las perturbaciones exteriores y, especialmente, a las vibraciones mecánicas y que se pueda utilizar con un láser de menor potencia.

Más en concreto, las ventajas anteriormente citadas de la invención hacen posible la realización de un dispositivo de detección de tipo ambulatorio, pero precisando que la invención no está, sin embargo, limitada a este aspecto ambulatorio.

El proceso de detección de la invención consta de etapas que consisten en colocar el ojo en relación a un dispositivo de detección, procurando formar con dicho dispositivo una cavidad de Pérot-Fabry que conste de dos lados reflectantes opuestos según el eje óptico principal de la cavidad, estando uno de estos lados constituido por un elemento reflectante fijo y el otro estando formado por la córnea del ojo; inyectar en esta cavidad un haz de láser incidente; las alineaciones lateral y longitudinal de la córnea en relación al eje óptico principal de la cavidad estando realizadas de tal forma que se obtengan interferencias longitudinales entre los haces de láser de ida y vuelta reflejados entre los dos lados reflectantes de la cavidad; detectar mediante un sensor optoelectrónico la intensidad (I) en el tiempo de estas interferencias.

De forma característica, el haz de láser incidente se centra y alinea sobre el eje óptico principal de la cavidad de Pérot-Fabry.

Otras características y ventajas de la invención aparecen más claramente en la lectura de la descripción que hay a continuación de una variante de la realización, la cual se otorga a modo de ejemplo no limitativo y en referencia a los diseños adjuntados, en los cuales:

- La figura 1 es un esquema de principio de un aparato conforme a la invención que permite la medición de al menos una frecuencia propia de la vibración de un ojo y, por lo tanto, la medición de la presión intraocular...

1. Procedimiento de detección de al menos un modo propio de vibración de un ojo mediante interferometría láser. Dicho procedimiento consta de las siguientes etapas que consisten en:

2. Procedimiento según la reivindicación 1, caracterizado porque entre el ojo (3) y el elemento reflectante (M1) se interpone una lente de corrección (8) convergente centrada sobre el eje óptico principal (A1) y que permite reducir la sensibilidad a la desalineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1).

3. Procedimiento según la reivindicación 2, caracterizado porque la lente de corrección (8) posee una distancia focal (f) corta inferior a 50 mm y preferentemente inferior a 30 mm.

4. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4, caracterizado porque se utiliza una mira (9) colocada en la cavidad de Pérot-Fabry y centrada sobre el eje óptico principal (A1) y porque el ojo se alinea lateralmente en relación al eje óptico principal (A1) de forma que la mira que ve el ojo no esté deformada.

5. Procedimiento según las reivindicaciones 2 y 4 caracterizado porque la mira (9) está colocada entre el elemento reflectante (M1) y la lente de corrección (8), en el plano focal de la lente de corrección (8).

6. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4 caracterizado porque se utiliza una mira (10) colocada en la cavidad de Pérot-Fabry y centrada en el eje óptico principal (A1) y porque el ojo se alinea longitudinalmente según el eje óptico principal (A1) de forma que la mira (10) sea visible para el ojo.

7. Procedimiento según las reivindicaciones 2 y 6 caracterizado porque la mira (10) está colocada entre el elemento reflectante (M1) y la lente de corrección (8), en el plano focal de la lente de corrección (8).

8. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4 caracterizado porque se utiliza una lente convergente (14) y dos miras (11, 12) colocadas a cada lado de la segunda lente (14) y centradas sobre el eje óptico de dicha lente (14) y porque para controlar la alineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1) las dos miras (11, 12) se iluminan mediante un haz luminoso incoherente y el ojo se alinea lateralmente en relación al eje óptico principal (A1) de forma que las imágenes de las dos miras que ve el ojo (3) estén superpuestas.

9. Procedimiento según una de las reivindicaciones 1 a la 4 caracterizado porque se utiliza una lente convergente (14) y dos miras (11, 12) colocadas a cada lado de la segunda lente (14) y centradas sobre el eje óptico de la lente (14) y porque para controlar la alineación longitudinal del ojo según el eje óptico principal (A1) las dos miras (11, 12) se iluminan mediante un haz luminoso incoherente y se controla la intensidad del haz de retorno reflejado por el ojo.

10. Procedimiento según la reivindicación 8 ó 9 caracterizado porque las dos miras (11, 12) son idénticas y se colocan a una distancia (2f) de la lente (14), siendo f la distancia focal de la lente (14).

11. Procedimiento según la reivindicación 2 y según una de las reivindicaciones 8 a la 10 caracterizado porque una (11) de las dos miras está colocada a una distancia (2f) de la lente de corrección (8), siendo f la distancia focal de esta lente.

12. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a la 11 caracterizado porque una vez alineado el ojo longitudinal y lateralmente en relación al eje óptico principal (A1), se hace vibrar la córnea mediante uno o varios pestañeos repetidos del párpado.

13. Dispositivo de detección mediante interferometría láser de al menos un modo propio de vibración de un ojo. Dicho dispositivo consta de:

- una cavidad de Pérot-Fabry de eje óptico principal (A1), donde una de sus dos caras reflectantes está formada por un elemento reflectante (M1) alineado sobre el eje óptico (A1) y cuya otra cara reflectante está formada, cuando se utiliza el dispositivo, por la córnea (2) del ojo (3) donde se desea detectar al menos un modo propio de vibración;

- una fuente de láser que permite emitir un haz de láser (F) incidente sobre la cavidad de Pérot-Fabry; y

- un sensor optoelectrónico (7) para detectar la intensidad (I) de las interferencias longitudinales entre los haces de ida y vuelta reflejados según el eje óptico principal (A1) entre los dos lados reflectantes (M1, 2) de la cavidad de Pérot-Fabry,

dicho dispositivo se caracteriza porque la fuente láser está colocada de forma que el haz de láser (F) incidente esté alineado y centrado sobre el eje óptico principal (A1) de la cavidad.

14. Dispositivo de detección según la reivindicación 13 caracterizado porque consta de una lente de corrección (8) convergente, colocada entre los dos lados reflectantes de la cavidad de Pérot-Fabry, centrada sobre el eje óptico principal (A1) y que permite reducir la sensibilidad a la desalineación lateral del ojo.

15. Dispositivo según la reivindicación 14, caracterizado porque la lente de corrección (8) posee una distancia focal (f) corta inferior a 50 mm y preferiblemente, inferior a 30 mm.

16. Dispositivo según la reivindicación 13 caracterizado porque para controlar la alineación longitudinal del ojo según el eje óptico principal (A1) y/o la alineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1) se utiliza una mira (9, 10) colocada sobre el eje óptico principal (A1) entre los dos lados reflectantes de la cavidad de Pérot-Fabry.

17. Dispositivo según las reivindicaciones 14 y 16 caracterizado porque la mira (9, 10) está colocada entre el elemento reflectante (M1) y la lente de corrección (8), dentro del plano focal de la lente de corrección (8).

18. Dispositivo según la reivindicación 13 caracterizado porque para controlar la alineación longitudinal del ojo según el eje óptico principal (A1) y/o la alineación lateral del ojo en relación al eje óptico principal (A1), está compuesto por una lente convergente (14) y dos miras (11, 12) colocadas a ambos lados de la segunda lente (14) y centradas sobre el eje óptico de la lente (14), y una fuente luminosa que permite iluminar las dos miras (11, 12) mediante un haz luminoso incoherente.

19. Dispositivo según la reivindicación 18 caracterizado porque las dos miras (11, 12) son idénticas y están colocadas a una distancia (2f) de la lente (14), siendo f' la distancia focal de la lente (14).

20. Dispositivo según las reivindicaciones 14 y 18 caracterizado porque una (11) de las dos miras está colocada a una distancia (2f) de la lente de corrección (8), siendo f la distancia focal de esta lente.

21. Procedimiento de medición de la presión intraocular de un ojo haciéndolo vibrar y detección de al menos un modo de vibración del ojo conforme al procedimiento mencionado en cualquiera de las reivindicaciones 1 a la 12.