Dispositivo para medir la refracción de un ojo como función de las coordenadas espaciales de la pupila,

que comprende: una fuente luminosa (1) que produce un haz de evaluación a lo largo de una trayectoria hacia el ojo (15); un sistema telescópico de lentes (2,3,5,6) con una pupila de entrada y una pupila de salida; un deflector de dos coordenadas (4) que consiste en dos deflectores monocoordenada separados por una zona; una unidad de control de deflexión (24); una parada de apertura (AS); una parada de campo (7); una lente de colimación (8); un fotodetector sensible a la posición (19) con una lente de objetivo (18) operativamente situada para recibir la luz reflejada desde la retina del ojo; y una unidad de procesamiento de datos y de presentación visual que incluye un ordenador (24); y donde el sistema telescópico se sitúa en la trayectoria del haz de evaluación después de que el deflector de dos coordenadas a una distancia correspondiente a la coincidencia del punto focal de la pupila de entrada del sistema telescópico y la zona entre los deflectores monocoordenada, la parada de apertura es colocada entre las lentes del sistema telescópico en el punto de coincidencia de sus focos, y la parada de campo se sitúa en el plano de la pupila de salida del sistema telescópico y en el punto de ubicación del anterior foco de la lente de colimación; caracterizado por el hecho de que: un divisor de haz de polarización interferencial (9) se sitúa a lo largo de la trayectoria al ojo entre la lente de colimación y el ojo; un compensador de ametropía varifocal que comprende un grupo varifocal de lentes (10,11) ajustable para compensar la ametropía ocular está situado detrás del divisor de haz de polarización interferencial entre la superficie sensible a la posición del fotodetector y el ojo en la trayectoria de la luz dispersada por la retina; y un controlador de acomodación ocular que comprende un grupo varifocal de lentes (16, 17) está situado delante del divisor de haz de polarización interferencial entre la superficie sensible a la posición del fotodetector y del ojo

Campo técnico

La presente invención se refiere al equipamiento médico oftalmológico, más especificamente, se refiere a dispositivos para medir la refracción ocular como función de coordenadas espaciales de la pupila.

Antecedentes de la invención

Se conocen dispositivos de medición para el estudio del componente de refracción del sistema óptico del ojo, que depende de coordenadas espaciales de la pupila. Estos incluyen el dispositivo de M. S. Smimov para medir la aberración de onda [1], dispositivo de Van den Brink para medir la aberración transversal [2], M. Dispositivo de M. Sergienko para medir el astigmatismo fisiológico [3], y un refractómetro espacialmente resuelto [4]. Los dispositivos anteriores, basados en el principio de Scheiner, implican investigación punto-por-punto al utilizar varias técnicas ópticas. No obstante, al usar todos estos dispositivos la participación directa del paciente se necesita en el alineamiento preliminar del ojo y en las mediciones de aberración.

Desventajas mayores de los dispositivos de medición anteriores son su baja exactitud y productividad, un proceso de medición prolongada que da como resultado la fatiga del paciente, variaciones en acomodación, y movimientos oculares mientras se toman mediciones, aumentando así los errores de medición de aberración.

Son conocidos dispositivos de medición más avanzados que no requieren que el paciente actúe como un enlace en la "cadena de medición". Estos incluyen un dispositivo para medir la aberración por el método de cuchilla de Foucault [5], un dispositivo para medir la aberración de onda usando sensores de Hartmann-Shack [6-8], y un dispositivo de medición que incorpora óptica adaptativa que hace posible medir la aberración de onda mediante su compensación completa [9].

Una desventaja común de los dispositivos de medición que incorporan un sensor de Hartmann-Shack es el campo fijo de visión del analizador fotoeléctrico de tramas de aberraciones transversales debido a la construcción mecánicamente rígida de la trama de la lente y a la disposición espacial invariable mutua de los elementos fotosensibles del dispositivo acoplado cargado o cámara "CCD". Esto resulta en una configuración fija de sitios de rejilla en el plano de la pupila en el que las aberraciones son medidas, así haciendo imposible obtener una reconfiguración flexible de estos sitios de rejilla para mediciones más detalladas en zonas separadas de la pupila dependiendo de sus propiedades de aberración.

Otras desventajas de dispositivos existentes incluyen: no incorporan medios para proporcionar un "enlace" preciso reproducible del ojo del paciente a las coordenadas espaciales del dispositivo de medición; no incorporan unos medios para ajustar la acomodación del ojo del paciente que es necesario para estudiar la dependencia de aberraciones en las características de acomodación; y éstas no son capaces de tomar mediciones en una pupila dilatada sin usar medicinas.

La refracción puede también ser medida usando un autorefractómetro de objetivo espacialmente resuelto como se describe en la patente estadounidense n°. 5,258,791 [10]. Este dispositivo proporciona datos de refracción espacialmente resueltos usando un bucle cerrado de medición que incluye un modelo de referencia y un haz de medición. En este dispositivo, un origen de coordenadas del detector coincide con el centro de la imagen de la fóvea y el detector funciona como un sensor de posición cero.

El autorefractómetro de objetivo espacialmente resuelto descrito en la patente estadounidense n°. 5,258,791, preferiblemente usando trazado de rayo láser, tiene una cantidad de problemas sustanciales relativos al rendimiento en las siguientes funciones auxiliares y básicas: alineación preliminar del eje óptico del dispositivo con respecto al eje visual del ojo; control de la acomodación del ojo del paciente; asignación de puntos dentro de la pupila en donde se mide la refracción; y medición del ángulo de incidencia del rayo láser en el ojo del paciente. Respecto a las funciones auxiliares y básicas anteriores, los inconvenientes anteriormente mencionados son inherentes al dispositivo descrito en la patente estadounidense n°. 5,258,791.

La alineación preliminar del eje óptico de los dispositivos de la técnica anterior con respecto al eje visual del ojo pueden ser problemáticos al menos por las siguientes cuestiones. Primero, el eje visual del ojo se asume como la línea que pasa a través del centro geométrico de la pupila y la fóvea. No obstante, es conocido que el centro geométrico de la pupila no siempre coincide con el eje visual debido al desalineamiento de la abertura de la pupila y el eje óptico de la córnea y el cristalino. Además, la pupila no puede ser simétrica.

Segundo, en los dispositivos de la técnica anterior en donde la alineación es dependiente de la fijación de la mirada del paciente en un punto focal, cambios en la posición del punto en el que la mirada del paciente es fijada resulta en un movimiento angular del ojo del paciente que interrumpe la alineación precedente. En consecuencia, ambos puntos (en la pupila y en la retina) a través de los cuales pasa la línea central no tienen una ubicación definida.

Tercero, los puntos focales en dispositivos sin compensación de ametropías pueden claramente ser observados sólo con un ojo emétrope o normal. Cuando el ojo del paciente es amétrope, tales dispositivos verán un punto de rayo láser difundido cuya anchura aumenta con la ametropía. Es obvio que bajo tales condiciones la mirada no se puede fijar con precisión en una cierta dirección, que es otro factor que impide una alineación precisa. Otro inconveniente de los refractómetros de la técnica anterior es que la fóvea y la superficie fotosensible del fotodetector son ópticamente acoplados por las lentes sólo en el ojo normal o emétrope. En caso de un ojo amétrope, el descentrado o desenfoque de la imagen de la fóvea en la superficie antes mencionada del detector fotoeléctrico causa errores adicionales de la medición de la refracción que no son compensados por ello. La presente invención se diseña para compensarlos.

Cuarto, una radiación de láser suficientemente luminosa puede irritar la fóvea hasta tal grado que el ojo comienza a estrechar su pupila de forma refleja. Por lo tanto, antes del rendimiento del procedimiento de centrado del ojo, se pueden requerir medicinas que paralicen los músculos ciliares del cuerpo, las cuales cambian las propiedades refractarias del ojo en comparación con su estado normal natural.

La necesidad de controlar la acomodación del ojo del paciente no ha sido satisfecha en los dispositivos de la técnica anterior. Como consecuencia, el ojo del paciente puede estar acomodándose a cualquier distancia. Es conocido que las propiedades refractarias del ojo dependen de la distancia de acomodación. Debido a que la acomodación es desconocida por el operario, es imposible correlacionar el mapa de refracción y la acomodación ocular. Se ha vuelto aparente para los actuales solicitantes que un refractómetro espacialmente resuelto debería preferiblemente incluir un dispositivo para ajustarse a la acomodación ocular del paciente.

Dispositivos de la técnica precedente que usan accionadores electromecánicos reducen inmensamente la posibilidad de asegurar un escaneado de alta velocidad de la pupila y la posibilidad de acortar la duración del proceso de medición de la refracción ocular.

En la técnica anterior, los dispositivos que usan un disco o una superficie plana de soporte de apertura movible para controlar la focalización del láser, la apertura ocupa sólo una pequeña parte de la zona en la que el rayo láser intersecta la superficie plana. Así, sólo esta parte del rayo láser que es igual a la proporción del área de una zona de medición de refracción en la pupila a todo el área de la pupila pasa a través de la apertura. Tal difuminado del rayo láser resulta en un uso antieconómico de la radiación de láser y debería ser considerado un inconveniente mayor de tales diseños.

Inconvenientes en la medición del ángulo de incidencia del rayo láser con el que éste atraviesa la zona de medición necesaria de la pupila y el centro de la fóvea son inherentes a diseños que usan el fotodetector como un sensor cero (sensor de no coincidencia del centro del punto de luz en la retina con el centro de la fóvea) y el deflector óptico-acústico como un accionador en... [Seguir leyendo]

1. Dispositivo para medir la refracción de un ojo como función de las coordenadas espaciales de la pupila, que comprende: una fuente luminosa (1) que produce un haz de evaluación a lo largo de una trayectoria hacia el ojo (15); un sistema telescópico de lentes (2,3,5,6) con una pupila de entrada y una pupila de salida; un deflector de dos coordenadas (4) que consiste en dos deflectores monocoordenada separados por una zona; una unidad de control de deflexión (24); una parada de apertura (AS); una parada de campo (7); una lente de colimación (8); un fotodetector sensible a la posición (19) con una lente de objetivo (18) operativamente situada para recibir la luz reflejada desde la retina del ojo; y una unidad de procesamiento de datos y de presentación visual que incluye un ordenador (24); y donde el sistema telescópico se sitúa en la trayectoria del haz de evaluación después de que el deflector de dos coordenadas a una distancia correspondiente a la coincidencia del punto focal de la pupila de entrada del sistema telescópico y la zona entre los deflectores monocoordenada, la parada de apertura es colocada entre las lentes del sistema telescópico en el punto de coincidencia de sus focos, y la parada de campo se sitúa en el plano de la pupila de salida del sistema telescópico y en el punto de ubicación del anterior foco de la lente de colimación; caracterizado por el hecho de que: un divisor de haz de polarización interferencial (9) se sitúa a lo largo de la trayectoria al ojo entre la lente de colimación y el ojo; un compensador de ametropía varifocal que comprende un grupo varifocal de lentes (10,11) ajustable para compensar la ametropía ocular está situado detrás del divisor de haz de polarización interferencial entre la superficie sensible a la posición del fotodetector y el ojo en la trayectoria de la luz dispersada por la retina; y un controlador de acomodación ocular que comprende un grupo varifocal de lentes (16, 17) está situado delante del divisor de haz de polarización interferencial entre la superficie sensible a la posición del fotodetector y del ojo.

2. Dispositivo de medición según la reivindicación 1, donde se hace uso de una fuente de luz láser y/o infrarroja para producir el haz de evaluación.

3. Dispositivo de medición según las reivindicaciones 1 o 2, donde la fuente de luz que produce la barra de evaluación es un haz de evaluación de luz polarizada o láser que es dirigida por el divisor de haz de polarización interferencial y además pasa sólo luz no polarizada según es dispersada de vuelta desde la retina al fotodetector.

4. Dispositivo de medición según la reivindicación 3, que comprende además: un espejo de plegado del eje óptico (39) movible dentro y fuera de la trayectoria de la luz; y una placa de fijación de la mirada (20) con un modelo de prueba sobre el mismo, donde el espejo y la placa de fijación de la mirada están ópticamente acoplados con el fotodetector y están localizados entre el fotodetector y la lente del objetivo y donde el controlador de acomodación del ojo sirve para formar una imagen de modelo de prueba visible por el ojo a una distancia correspondiente a una acomodación variable seleccionada.

5. Dispositivo de medición según la reivindicación 3 o 4, que comprende además: una o más fuentes de puntos de luz (14) situada(s) delante del ojo a lo largo de la trayectoria del haz luminoso de evaluación; un espejo de plegado del eje óptico (13) movible dentro y fuera de la trayectoria del rayo láser de evaluación para medir las características estándares retinales y retirado de la misma antes de medir la refracción de aberración ocular; una unidad de calibración óptica que incluye un simulador corneal (34), un simulador vítreo (35) y un simulador retinal movible axialmente o fijo (36), donde el espejo se sitúa en la trayectoria del haz luminoso de evaluación entre la lente varifocal (11) y el ojo, este espejo enlaza ópticamente la trayectoria del haz de luz láser a la unidad de calibración óptica.

6. Dispositivo de medición según la reivindicación 5, donde el espejo de plegado del eje óptico (13) además comprende un revestimiento óptico que permite la transmisión selectiva de luz de manera que ésta no necesita ser quitada de la trayectoria del rayo láser de evaluación cuando se mide la refracción de aberración ocular.

7. Dispositivo de medición según cualquiera de las reivindicaciones 3 a 6, que comprende además: un canal de visión para la verificación de la alineación del dispositivo con el ojo que incluye: una o más fuentes de puntos de luz (14) situada(s) delante del ojo; un microscopio que tiene un objetivo que consiste en lentes (25, 27) y espejo (26), un divisor de haz (28), una placa con una rejilla de coordenada (29) y un grupo de lentes (30);

un fotodetector de televisión u optoelectrónico (32) que sirve para mostrar una imagen del ojo y producir una señal que permita la medición de las características oculares cuando el eje óptico del dispositivo de medición y el eje visual del ojo del paciente coinciden, el fotodetector de televisión u optoelectrónico ópticamente acoplado al microscopio por el divisor de haz (28); y un espejo (12) con una abertura que alinea el eje óptico del microscopio con el eje óptico que comprende un canal de trazado de rayo (1-11) y el eje óptico que comprende la disposición fotoeléctrica para medir la aberración retinal (1619).

10 8. Dispositivo de medición según la reivindicación 7, donde el canal produce una señal de permiso automática por medio de un circuito electrónico o un ordenador electrónicamente vinculado a dicho canal y contiene un programa que reconoce dicha señal de permiso automática y que dirige la medición de las características oculares directamente tras conseguir un criterio de alineación preestablecido o derivado según la señal de permiso.

15 9. Dispositivo de medición según las reivindicaciones 7 u 8, donde la fuente de punto de luz comprende fuentes de radiación de luz láser y/o infrarroja.

10. Dispositivo de medición según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9 donde el fotodetector es un fotodetector de

cuadrantes, fotodetectores de matriz lineal colocados ortogonalmente, fotodetectores matriciales XY, o detector CCD. 20