TOMOGRAFIA DE ALTA RESOLUCION LATERAL Y AXIAL DE LA RETINA.

Sistema de tomografía in vivo con alta resolución axial y lateral de la retina humana,

que comprende:

- Un interferómetro de Michelson, que realiza un montaje de tomografía de campo completo por interferencia de longitud de coherencia corta (OCT) con un barrido en Z,

- Una fuente de luz de entrada colocada (S) en un brazo de entrada del interferómetro,

- Medios de óptica adaptativa previstos para corregir frentes de onda procedentes del ojo y con destino al ojo, comprendiendo una fuente de referencia (SLD), un espejo deformable (MD) y medios de análisis de superficie de onda (SH),

- Medios de detección (CCD), dispuestos en un brazo de imagen del interferómetro, previstos para producir una imagen a partir de una medida interferométrica según el principio del OCT, y

- Medios (LA2, LA3, LA4) para ajustar la focalización de los medios de análisis de superficie de onda (SH),

caracterizado por que los medios de ajuste de la focalización están establecidos para forzar al espejo deformable a adoptar una curvatura suplementaria, para conjugar la fuente de luz de entrada (S) y los medios de detección (CCD) con un punto de profundidad predeterminada en la retina, dichos medios de ajuste son controlados en sincronismo con el barrido en Z del montaje de tomografía OCT

Tomografía de alta resolución lateral y axial de la retina.

La invención presente se relaciona con un sistema de tomografía in vivo con alta resolución lateral y axial de la retina humana. También se refiere a un procedimiento implementado en este sistema.

El documento WO03/105678 describe un sistema y un método de tomografía ocular que comprende un interferómetro de Michelson adaptado para OCT con barrido en Z; medios de óptica adaptativa tales como una fuente de luz, un espejo deformable y medios de análisis de superficie de onda previstos para corregir frentes de onda; un detector para producir una imagen interferométrica.

Para realizar una tomografía de alta resolución axial de un tejido biológico, ya existe la técnica bien conocida de tomografía por interferometría de longitud de coherencia corta (OCT, por Optical Coherence Tomography - Tomografía de coherencia óptica). Se pueden citar por ejemplo los trabajos de M.E. Brezinski y J.G. Fujimoto, particularmente en el artículo "Optical Coherence Tomography in non Transparent Tissue", IEEE J Sel Topics in Quant Elect, 5 : 1185, 1999. Esta técnica se apoya sobre un dispositivo de tipo interferómetro de Michelson, que consiste en hacer interferir entre sí dos haces luminosos procedentes de una misma fuente, de los que uno se refleja sobre un espejo de referencia y el otro sobre una muestra que hay que investigar. La iluminación del dispositivo por una fuente de longitud de coherencia corta permite conseguir interferencias sólo con la luz remitida por un espesor de la muestra realizando los mismos caminos ópticos en ambos brazos, en el mejor de los casos la mitad de la longitud de coherencia temporal en el medio.

Cuando la muestra que hay que investigar está colocada en un medio aberrante, o después de una óptica aberrante, tal como la del ojo por ejemplo, los haces de ida y vuelta hacia y desde la muestra son afectados por aberraciones geométricas. Resultan de ello dos consecuencias importantes:

cada punto de la fuente del dispositivo, extendida en el caso de un sistema de campo completo, ve su imagen en el volumen de la muestra degradada por las aberraciones geométricas: la zona alumbrada es más grande, incluso múltiple si manchas en puntitos o "speckles" destellan sobre la imagen. Este efecto de dispersión en la muestra se manifiesta por una mezcla espacial de la información de retorno, y por ello en una pérdida de resolución espacial. También se manifiesta por una disminución de alumbrado, y por ello en una disminución de sensibilidad.

Sobre el trayecto la vuelta, cada punto de la muestra produce a un frente de onda, que de nuevo alterado por las aberraciones geométricas, no puede más que interferir parcialmente con el haz de retorno del brazo de referencia, por falta de coherencia mutua de los frentes de onda. El contraste esperado de las franjas de interferencia se encuentra disminuido por un factor de e^{s 2} donde s² es la varianza espacial de fase del frente de onda perturbado. Este fenómeno es bien conocido por los astrónomos interferometristas, que no pueden concebir interferómetros a muchos telescopios más que cuando las pupilas de estos últimos son coherentes, sea naturalmente a gran longitud de onda, sea después de restauración por un sistema de óptica adaptativa. En el caso de un sistema OCT, la pérdida de contraste se manifiesta directamente por una pérdida de sensibilidad.

Así, un punto fuente de entrada ya no se conjuga con un único punto de la muestra, incluso con precisión a la difracción, y con mayor razón todavía menos con el detector colocado en la salida, mientras que es siempre el caso para el haz que circula sobre el brazo de referencia.

A estas limitaciones debidas a las aberraciones geométricas, viene a añadírsele una dificultad intrínseca a la técnica OCT: a un cambio de distancia de observación por desplazamiento de un espejo de referencia, debe corresponder un cambio de distancia de focalizactón (sin variación adicional de la diferencia de recorrido) en la muestra, sin el que de nuevo habrá pérdida de contraste.

Resulta de ello que un sistema de tomografía utilizado en un medio aberrante ve su resolución espacial y su sensibilidad simultáneamente disminuidas a causa de las aberraciones geométricas y los cambios de focalización.

Un sistema de tomografía OCT puede, gracias al acoplamiento con un procedimiento de óptica adaptativa (OA), ver su sensibilidad y su resolución espacial mejoradas cuando se utiliza en medios o con ópticas que engendran aberraciones geométricas importantes, y con más razón cuando estas aberraciones varían en el tiempo. La óptica adaptativa es una técnica de restauración de frentes de onda, que se apoya sobre una medida de las perturbaciones del frente de onda y en una corrección en bucle cerrado de este frente de onda vía un sistema corrector. Existen diferentes maneras de medir un frente de onda, por lo tanto diferentes tipos de analizadores. El analizador de tipo Shack-Hartmann es el más utilizado, como se ilustra en los documentos US6,299,311 y US5,777,719. Aplicada sobre el ojo, la medida del frente de onda se realiza sobre el haz de retorno de un punto luminoso reflejado sobre la retina. Existen también diferentes tipos de sistemas correctores, siendo los más corrientes los espejos deformables.

El acoplamiento OCT+OA ya ha sido contemplado como solución de imagen tridimensional 3D para los medios biológicos. No obstante, los niveles de sensibilidad actualmente obtenidos con sistemas que implementan dicho acoplamiento son claramente insuficientes para contemplar un sistema de tomografía in vivo para el examen de una retina humana, para el cual las condiciones de medida son muy difíciles teniendo en cuenta los movimientos oculares.

El fin de la invención es proponer un sistema de tomografía de alta resolución axial y lateral de la retina humana, que implementa un acoplamiento OCT+OA y que permita una tomografía in vivo.

Este objetivo se alcanza con un sistema de tomografía in vivo con alta resolución axial y lateral de la retina humana, que comprende:

Según la invención, los medios de ajuste de focalización están dispuestos para forzar al espejo deformable a adoptar una curvatura suplementaria, para conjugar la fuente de luz de entrada y los medios de detección con un punto de profundidad predeterminada en la retina, siendo controlados los dichos medios de ajuste en sincronismo con el barrido en Z del montaje de tomografía OCT.

Para restaurar la resolución y el contraste, es importante que la óptica correctora pueda corregir, en el brazo de la muestra, a la vez los frentes de onda incidentes y los frentes de onda reflejados. La óptica adaptativa debe pues encontrarse entera en el brazo del interferómetro de Michelson que lleva a la muestra, con su fuente de referencia y su analizador.

En estas condiciones, la óptica correctora puede, a partir de las medidas de frente de onda realizadas por el analizador, compensar las perturbaciones que el frente de onda va a encontrar cuando pasa a través de la óptica así como del medio que rodea la muestra. Una imagen corregida de cada punto de la fuente, próxima pues del límite de difracción, se realiza en la profundidad de la muestra. La interferencia de la información espacial desaparece y la concentración de luz aumenta.

Recíprocamente, es siempre válida la misma corrección para compensar las aberraciones geométricas ocasionadas por el paso a través del medio y de la óptica. Una imagen próxima a la difracción está también entonces...

1. Sistema de tomografía in vivo con alta resolución axial y lateral de la retina humana, que comprende:

caracterizado por que los medios de ajuste de la focalización están establecidos para forzar al espejo deformable a adoptar una curvatura suplementaria, para conjugar la fuente de luz de entrada (S) y los medios de detección (CCD) con un punto de profundidad predeterminada en la retina, dichos medios de ajuste son controlados en sincronismo con el barrido en Z del montaje de tomografía OCT.

2. Sistema según la reivindicación 1, caracterizado por que los medios de óptica adaptativa (MD, SLD, SH) están dispuestos entre el interferómetro de Michelson y el ojo a examinar (OEX).

3. Sistema según una de las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizado por que comprende además medios para controlar los medios de óptica adaptativa (MD) teniendo como base medidas de frente de onda realizadas detrás de dichos medios de óptica adaptativa sobre una imagen hbox{puntual de la fuente de referencia (SLD) realizada sobre la retina del ojo.}

4. Sistema según la reivindicación 3, caracterizado por que comprende además medios para introducir un haz luminoso adicional, independiente del haz de medida, enfocado sobre la retina.

5. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que los medios de análisis de superficie de onda (SH) comprenden un analizador de tipo Shack-Hartmann.

6. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende además medios (CBC) para compensar los efectos de birrefringencia de la córnea, que están dispuestos delante del ojo (OEX).

7. Sistema según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que los dos brazos del interferómetro son recorridos por luz polarizada rectilíneamente.

8. Sistema según la reivindicación 7, caracterizado por que comprende además un cubo de polarización (CPR) para obtener en cada brazo dos polarizaciones perpendiculares entre ellas.

9. Sistema según la reivindicación 8, caracterizado por que ambos brazos del interferómetro comprenden medios para hacer inclinar la polarización de 90 grados entre la ida y la vuelta.

10. Sistema según la reivindicación 9, caracterizado porque los medios de cambio de polarización comprenden una lámina de cuarto de onda (QOR, QOM).

11. Sistema según una de las reivindicaciones 7 a 10, caracterizado por que el interferómetro está iluminado con luz polarizada linealmente (S, P).

12. Sistema según una de las reivindicaciones 7 a 11, caracterizado por que comprende además medios para ajustar la orientación de la polarización rectilínea de entrada (P), para obtener un reparto predeterminado de los flujos inyectados en ambos brazos del interferómetro.

13. Sistema según las reivindicaciones 6 y 10, caracterizado por que la lámina de cuarto de onda (QOM) está colocada lo más cerca del ojo, antes de los medios de compensación de birrefringencia.

14. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende además medios para filtrar la reflexión de la córnea.

15. Sistema según la reivindicación 14, caracterizado por que los medios de filtración de la reflexión de la córnea comprenden un diafragma de campo (DCM) dispuesto para detener la parte técnica esencial del flujo reflejado por la córnea.

16. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende además medios para ajustar la puesta a punto a una profundidad determinada, por reacción de los medios de óptica adaptativa (MD) a una desfocalización global del conjunto constituido por la fuente de referencia (SLD) y los medios analizadores (SH).

17. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende además una mira activa (MAM).

18. Sistema según una cualquiera de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende además medios para congelar la forma de los medios de óptica adaptativa (MD) durante el tiempo de una colocación.

19. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que la fuente de referencia (SLD) está dispuesta antes de los medios de óptica adaptativa (MD).

20. Sistema según una de las reivindicaciones 1 a 18, caracterizado por que la fuente de referencia (SLD) es insertada en el camino óptico entre los medios de óptica adaptativa (MD) y el ojo a examinar (OEX).

21. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende medios (IRIS) de seguimiento del movimiento del ojo que hay que examinar que colaboran con los medios de ajuste o de detección.

22. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende, en el brazo de medida, medios de compensación de los efectos del cromatismo focal del ojo.

23. Sistema según una de las reivindicaciones precedentes, caracterizado por que comprende en el brazo de referencia medios de compensación de la dispersión de las diferencias de recorrido.

24. Procedimiento de tomografía in vivo con alta resolución axial y lateral de la retina humana, que comprende:

25. Procedimiento según la reivindicación 24, caracterizado por que la medida interferométrica comprende una medida del contraste de las franjas sin modulación por el así llamado método Wollaston.

26. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 ó 25, caracterizado por que comprende además una compensación de los efectos de birrefringencia de la córnea.

27. Procedimiento según la reivindicación 26, caracterizado por que comprende además una polarización lineal (CPA) de la fuente de referencia (SLD) y un cambio de la polarización entre la ida y la vuelta en los brazos.

28. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 a 27, caracterizado por que comprende además una filtración (DCM) de la reflexión de la córnea.

29. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 a 28, caracterizado por que comprende además un ajustamiento de la puesta a punto a una profundidad determinada, controlando la óptica adaptativa (MD) en reacción a una desfocalización global del conjunto constituido por la fuente de referencia (SLD) y los medios analizadores de superficie de onda (SH).

30. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 a 29, caracterizado por que comprende además un ajuste de la focalización de los medios analizadores de superficie de onda (SH).

31. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 a 30, caracterizado por que comprende además un congelamiento de la forma de los medios de óptica adaptativa (MD) durante el tiempo de una colocación.

32. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 a 31, caracterizado por que comprende, en el brazo de medida, una compensación de los efectos del cromatismo focal del ojo.

33. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 a 32, caracterizado por que comprende, en el brazo de referencia, medios de compensación de la dispersión de las diferencias de recorrido.

34. Procedimiento según una de las reivindicaciones 24 a 33, caracterizado por que comprende un control del analizador de frente de onda (SH) que lo obliga a trabajar en modo desfocalizado.