Medida de la calidad óptica del ojo humano por medio de la técnica

Medida de la calidad óptica del ojo humano por medio de la
técnica del doble paso.
S. Luque, F. Díaz Doutón, M. Arjona, J. Pujol
Centre de Desenvolupament de Sensors Instrumentació i Sistemes (CD6).
Departament d'Òptica i Optometria - Universitat Politècnica de Catalunya.
Resumen
La técnica del doble paso está basada en el registro y posterior procesado de la imagen
de un punto formada en la retina. Con esta técnica puede obtenerse información
cualitativa a partir de la imagen registrada e información cuantitativa mediante la
función de modulación (MTF) y parámetros extraídos del procesamiento de dicha
imagen. La calidad óptica del ojo también puede ser obtenida mediante la
reconstrucción del frente de onda modificado utilizando, por ejemplo, un sensor de
Hartmann-Shack. Pero mientras en el registro de la imagen aérea se tienen en cuenta las
aberraciones y la dispersión intraocular que son los factores que afectan la calidad de
la imagen en la retina, las medidas del frente de onda no incluyen la dispersión y las
aberraciones de alto orden, sobreestimando en algunas situaciones los resultados.
Recientemente en el CD6 se ha desarrollado un instrumento (OQAS TM, Visiometrics
SLTM) basado en la técnica del doble paso que permite la evaluación de la calidad óptica
del ojo en un entorno clínico, con el que se han obtenido resultados en diferentes
situaciones (cirugía refractiva, cirugía de cataratas, lentes intraoculares, etc).
Actualmente se investiga como cuantificar objetivamente la luz dispersa intraocular,
una de cuyas principales aplicaciones podría estar asociada a los diagnósticos tempranos
de cataratas.
Palabras claves: doble paso, imagen aérea, sensor Hartmann-Shack, frente de onda,
aberraciones oculares, luz dispersa intraocular, función de modulación.
1. Introducción
La medida de la calidad óptica visual es de gran importancia para caracterizar el
desempeño óptico ocular. En los últimos años se han desarrollado diferentes sistemas
que permiten medir parámetros ópticos de forma automática. Muchos de estos sistemas
presentan el inconveniente de medir solo parte de la óptica visual como por ejemplo la
refracción ocular. Si bien el desenfoque y el astigmatismo son algunas de las principales
aberraciones que afectan a la formación de la imagen en la retina, no es la única. Y a la
hora de definir la calidad óptica las variables que se deben tener en cuenta son más
complejas. Las técnicas más utilizadas para evaluar este comportamiento son el doblepaso, aberroscopio de cilindros cruzados, ray tracing y Hartmann-Shack. Las dos
últimas se emplean con el objetivo de reconstruir el frente de onda afectado por el
medio óptico. En cambio la técnica de doble paso registra la respuesta que se genera a
partir de un estímulo puntual. Si bien la información que se obtendría por cada método
es equivalente, hay casos en los que esta última técnica es más sensible brindando
información más fiel del sistema.
2. Mediciones con el doble paso
2.1. Configuración
La figura 1 muestra un diagrama esquemático del aparato de doble paso utilizado en el
estudio. La fuente de luz consiste en un diodo láser de 780 nm de longitud de onda. El
haz es espacialmente filtrado y colimado por la lente L1 de 100 mm de focal. La pupila
de entrada (PA1) es conjugada con el plano pupilar del ojo. Después de que el haz es
reflejado en una película divisora pasa las lentes L2 y L3 de 100 mm que conforman un
sistema Badal. A través del cabezal móvil FC al cual se hallan solidarios dos espejos se
modifican los caminos ópticos entre las lentes L2 y L3 para compensar la refracción
esférica del sujeto. Finamente el ojo forma la imagen de la fuente puntual sobre la
retina. Esta imagen es reflejada pasando a través de todo el sistema hasta el divisor de
haz donde parte de la luz es reflejada y el resto es transmitida. La segunda pupila
artificial (PA2), ubicada detrás de la película, también se halla conjugada con el plano
pupilar del ojo y actúa como la pupila de salida efectiva (cuando la pupila natural del
ojo posee un diámetro mayor a esta). Un objetivo de 100 mm enfoca la imagen aérea
sobre una cámara CCD que integra la luz proveniente de la retina en tiempos de
exposición predeterminados. La retina y le plano CCD son conjugados. El campo de
observación es de aproximadamente 150 minutos de arco. Las medidas se realizaron
con diferentes diámetros pupilares de salida. La PA1 actúa como pupila de entrada y
PA2 como pupila de salida del sistema. Durante la medición el sujeto mantiene apoyada
la cabeza sobre una mentonera que permite mantener un estado estático durante la
medición. El sistema posee un cabezal móvil que permite realizar desplazamientos en
el plano para realizar el centrado del haz respecto del eje visual.
Figura 1. Esquema de la configuración empleada para medidas de doble paso
2.2. Obtención de la PSF
Sea la intensidad de la PSF del ojo ho(x,y) y la imagen retinal de doble paso g(x,y). La
retina y el plano CCD están óptimamente conjugados, y además, por simplicidad, se han
hecho las coordenadas de g(x,y) las mismas que las de ho(x,y). Como la imagen de un
sistema lineal es la convolución de la PSF con la imagen geométrica del objeto1, la
imagen aérea del doble paso es la convolución de ho(x,y), la PSF, con su imagen real,
ho(-x,-y), por ejemplo:
g ( x, y ) = ho( x, y ) ⊗ ho(− x,− y ) + n( x, y )
(1)
Donde ⊗ denota el proceso de convolución. Se ha incluido un término de ruido, n(x,y),
para expresarlo como mediciones reales. Las imágenes aéreas expresadas por la
ecuación (1) puede mostrarse ser equivalente de la autocorrelación de la PSF, ya que la
intensidad de la PSF sobre la retina es una función real. Tomando la Transformada de
Fourier de la ecuación (1) se obtiene
G (u, v) = Ho(u, v) × Ho * (u, v) + N (u, v)
(2)
Donde Ho(u,v) y N(u,v) son las transformadas de ho(x,y) y n(x,y), respectivamente, y u
y v son las coordenadas en el dominio frecuencial. En general Ho(u,v) es una función
compleja, y Ho*(u,v) es su complejo conjugado. Tomando la raíz cuadrada de G(u,v) en
la ecuación (2) se obtiene
H (u, v) =| Ho(u , v) | + N ' (u , v)
(3)
Donde |Ho(u,v)|, el módulo de Ho(u,v), es la MTF bidimensional de la imagen aérea y
N’(u,v) es un término de ruido desconocido. La función de transferencia de fase no está
por lo tanto disponible desde las mediciones de doble paso.
En principio la PSF del ojo no puede ser construida sin el conocimiento de la función de
transferencia de fase. Pero cuando la PSF para tamaños de pupila pequeños, tales como
3.5 mm de diámetro, son considerados, como una aproximación podemos ignorar la
influencia de la función de transferencia de fase y se asume que
H (u, v) = Ho(u, v) + N ' (u, v)
(4)
Mediante la transformada inversa de Fourier de la ecuación (4) se obtiene
h( x, y ) = ho( x, y ) + n' ( x, y )
(5)
Donde ho(x,y) es la actual PSF retinal y h(x,y) es su estimación de la medición de doble
paso; n’(x,y) es nuevamente un termino de ruido. En el proceso computacional real, la
transformada de Fourier anterior fue implementada usando la transformada discreta de
los datos en una región cuadrada de 256 x 256 elementos, cada elemento
correspondiendo a un cuadrado de 0.29 minutos de arco en el espacio objeto del ojo.
Espacialmente, el muestreo en frecuencia de la cámara CCD es superior a 300
ciclos/grado, el cual es muy superior a la frecuencia de corte del ojo de la pupila de 3.5
mm. En la ecuación (8), h(x,y) es en general una función compleja que es debida al
término de ruido. Tomando la parte real de h(x,y) disminuirá la contribución de ruido a
la PSF construida. Para determinar el rango espacial de la PSF válida fueron dos los
hechos tenidos en cuenta: 1) los valores de h(x,y) son encontrados ser positivos hasta la
mitad del tamaño de la imagen de doble paso, pero varían aleatoriamente alrededor de
cero más allá del rango de la imagen y 2) el rango de la autocorrelación de una función
positiva limitada en el espacio es el doble que su función madre. La PSF estimada toma
la forma
ho( x, y ) = Re[h( x, y )] × trunc( x, y )
con
[6]
 2y 
 2x 
trunc( x, y ) = rect   × rect  
 L
 L 
[7]
Donde L es la extensión espacial de los datos de la imagen aérea usada para el cálculo y
 2x 
rect   es una función rectangular que tiene el valor de 1 cuando –L/2> x< L/2 y
 L
cero más allá de la región.
2.3. Cálculo de la función de transferencia óptica (OTF).
Una imagen de fondo registrada (adquisición sin el ojo en el sistema) es restada del
promedio de imágenes retinales. Esto permite eliminar el ofsett de la cámara, la luz
dispersada por el sistema y posibles artefactos. Para computar la MTF a partir de
imágenes retinales, dos procedimientos se siguen dependiendo de si los tamaños de
pupilas son iguales o desiguales. La PTF (Phase Transfer Function) puede ser estimada
únicamente de configuraciones con pupilas desiguales. Para pupilas de igual tamaño, la
imagen aérea retinal del doble paso h(x,y) está relacionada con la PSF ocular por medio
de la autocorrelación2 como fue mencionado en el apartado anterior:
g ( x, y ) = ho( x, y ) ⊗ ho(− x,− y )
(8)
En el caso de pupila desiguales, la imagen aérea retinal g(x,y) está dada por la
correlación cruzada:
gd ( x, y ) = hd ( x, y ) ⊗ ho(− x,− y )
(9)
Donde hd(x,y) es la PSF retinal con pupila pequeña, la cual se asume en condiciones
donde el ojo se halla limitado por difracción ya que el diámetro de esta pupila es de 2
mm. Aplicando la transformada de Fourier a la ecuación (8) no es difícil mostrar que la
MTF ocular puede calculada como la raíz cuadrada del módulo de la Transformada de
Fourier de la imagen aérea retinal, aunque la fase de la OTF se pierde. Para el cado de
pupilas de entrada y salida diferentes, y en particular cuando una de las pupilas es
suficientemente pequeña para considerar el ojo como limitado por difracción, se puede
computar la OTF completa, incluida la fase, dividiendo la transformada de Fourier de la
imagen del doble paso por la MTF limitada por difracción. Si hd(x,y) es circularmente
simétrica, la PTF, Of(u,v) es obtenida directamente de funciones de doble paso de pupila
desiguales, por medio de la siguiente expresión, con u,v coordinadas de frecuencia
espacial.
 Im{FT [ gd ( x, y )} 

Of (u , v) = tan −1 
 Re{FT [ gd ( x, y )} 
(10)
La función tangente inversa es multivaluada, y la PSF está restringida al intervalo [π,π]. Para el cálculo de la PSF de imágenes altamente asimétricas se deben utilizar
métodos de determinación de fase.
Una dificultad típica en todos estos cálculos relacionados con la técnica es un pico que
aparece a la frecuencia cero en el módulo de la transformada de Fourier de la imagen
retinal. Este efecto es debido a la imagen aérea retinal que tiene un offset de continua
producido por la difusión ocular, el reflejo corneal, luz proveniente del sistema que no
ha sido eliminada y ruido eléctrico propio de la cámara. En consecuencia, como la
frecuencia espacial cero en el dominio de Fourier está normalizada al valor uno, todos
los valores a frecuencias diferentes de cero están reducidos. Hay dos procedimientos
equivalentes que solucionan este inconveniente. Uno se realiza en el plano imagen y
consiste en sustraer el fondo enmascarado3 en la imagen retinal previo al cálculo de la
transformada de Fourier. El segundo procedimiento consiste en eliminar del dominio de
Fourier las frecuencias espaciales bajas (inferiores a 3 ciclos/grado). El valor de la
función de transferencia a la frecuencia espacial cero es extrapolada a partir de las
frecuencias espaciales de bajo rango usando una función exponencial4. Se recalcula la
función final dividiendo la función por este valor extrapolado. Después que el pico es
eliminado por este procedimiento, se calcula la MTF ocular actual bien tomando la raíz
cuadrada para el caso de pupilas iguales o dividiendo por la MTF limitada por
difracción para mediciones con pupilas de diámetros desiguales.
Figura 2. Esquema de la configuración empleada para medidas con el sensor
Hartmann-Shack
3. Medidas de calidad por medio del sensor Hartmann-Shack (HS).
3.1. Configuración del sistema de medida.
El esquema del sensor de frente de onda Hartmann-Sahck, HS, es mostrado en la figura
2. Para iluminación se utiliza un laser He-Ne (632,8 nm de longitud de onda). Un filtro
espacial, SF, que consiste en un objetivo de microscopio de 10x y un pinhole de 25 µm
proveen una fuente puntual que es colimada por medio de un doblete acromático (200
mm de distancia focal). Un revolver de aperturas, PA, conjugada con la pupila del ojo,
EP, completa la vía de iluminación. Una película divisora de haz, BS1, refleja el 10 %
de la intensidad del haz que es dirige hacia el ojo. Un sistema Badal es usado para
corregir el error refractivo del sujeto. Esta configuración consiste de dos dobletes
acromáticos iguales, L2 y L3 (190 mm de distancia focal), y dos espejos montados
sobre un cabezal móvil, FC, que incrementa o decrementa el camino óptico entre L2 y
L3. En el segundo paso, la luz proveniente de la retina pasa a través de FC y BS1. La
luz es muestreada por el array de microlentes, MLA (microlentes de 0.4 mm de
geometría cuadrada y longitud focal de 53 mm). Una cámara CCD HS, ubicada en el
plano focal del MLA registra la imagen HS. Para asegurar conjugación pupilar, la
pupila del ojo, EP, es ubicada sobre el foco de L3 mientras la pupila de entrada del
sistema, PA, es ubicada sobre el foco de L2. La correcta localización de la pupila es
controlada con un a cámara de video (CCD P) permitiendo monitoreo simultaneo de PA
y EP. En los experimentos, para las mediciones de la aberración del frente de onda en el
plano de la pupila ocular, el MLA tiene que estar conjugado con EP, y por lo tanto el
arreglo es también ubicado sobre el foco de L2. No se utilizan pupilas artificiales en la
vía de sensado por lo tanto la EP actúa como pupila de salida. Esta disposición
incrementa el número de puntos visibles en la imagen de HS. Cuando la imagen está
siendo procesada la aberración del frente de onda es estimada a partir de los puntos
incluidos en un círculo que corresponde a la pupila artificial deseada.
3.2. Empleo del sensor Hartmann-Shack en medidas oculares.
En el test Hartmann, un frente de onda es muestreado en un número de posiciones por
medio de una pantalla opaca con un conjunto de agujeros ubicados en la dirección de
propagación. Como resultado, un conjunto de puntos se produce sobre el plano de
registro. La pendiente local del frente de onda en cada punto muestreado puede ser
evaluado desde la dirección de la cual la mayor cantidad de luz emerge desde el
correspondiente agujero, es decir, desde la posición del punto. El sensor HartmannShack fue desarrollado para incrementar la relación señal-ruido del test Hartmann. El
arreglo de agujeros fue reemplazado por un arreglo de microlentes. En el plano focal,
cada microlente produce el patrón de difracción de Frauhofer correspondiendo a la
sección del frente de onda que cubre. Dado el típico tamaño de las microlentes (1mm o
menos), estos patrones son usualmente puntos. Para un frente de onda plano la imagen
consistirá en una matriz regular de puntos, cada uno centrado en el área asociada con la
correspondiente lente. De otra manera, cuando el frente de onda sea aberrado, la matriz
de puntos estará distorsionada. Como en el test Hartmann, la posición de un punto
provee información acerca de la pendiente del frente de onda sobre cada microlente.
Entre las posibles estrategias para localizar un punto extendido, se evalúa el centro de
gravedad, o centroide, Esta técnica es ampliamente usada ya que es rápida y fácil de
realizar. El centroide (Xi,Yi) del j-ésimo punto puede ser definido como5
Xj =
∫ xI ( x, y)dxdy
Aj
∫ I ( x, y)dxdy
,
Aj
Yj =
∫ yI ( x, y)dxdy
Aj
(11)
∫ I ( x, y)dxdy
Aj
Donde Aj representa el área de la imagen asociada con la j-ésima lente e I(x,y) es la
intensidad de la imagen. Desde esta definición, se puede mostrar que el desplazamiento
del centroide ( ∆ xj, ∆ yj) del j-ésimo punto es proporcional al promedio de la derivada
del frente de onda a través de la microlente5:
∆x j =
∆y j =
f ∂W ( x, y )
dxdy
A Aj∫
∂x
f ∂W ( x, y )
dxdy
A Aj∫
∂y
(12)
Con f y A representando la longitud focal y el área de un microlente, respectivamente y
W(x,y) siendo la WA in radianes. Estas relaciones son lineales, y además si ( ∆ xj, ∆ yj)
representa el desplazamiento entre dos imágenes registradas correspondiendo a
diferentes frentes de ondas, W(x,y) es reemplazado por la diferencia del frente de onda.
Esto es particularmente importante cuando estamos interesados en aislar la aberración
del frente de onda asociada con un elemento óptico, ya que la contribución del resto del
sistema puede ser eliminado usando la posición del punto sobre la imagen de referencia.
Aunque diferentes algoritmos han sido propuestos6-8 para reconstruir la aberración del
frente de onda a partir de las derivadas promedios, el algoritmo más ampliamente
utilizado son aproximaciones modales, consistentes en interpolar los coeficientes para la
expansión del frente de onda sobre una base funcional específica. El frente de onda
puede ser expresado como:
W ( x, y ) =
k max
∑ζ
k
Z k ( x, y )
(13)
k
Donde Zk denota el k-ésimo modo, ζ k es su coeficiente, y kmax es el modo al cual se
trunca la expansión. Los polinomios circulares de Zernike9 son los más empleados
como base funcional para esta expansión de la aberración del frente de onda. Tomando
derivadas parciales en la ecuación (13) e integrando a través del área de cada
microlente, se mostró que la pendiente media del frente de onda puede también ser
expresada como una combinación de las pendientes de los modos con el mismo
coeficiente:
k max
 ∂Z ( x, y )

∂W ( x, y )
=
=
dxdy
∑k ζ k  ∫ k∂x dxdy  ,
∫Ai ∂x
 Ai

(14)
k max
 ∂Z k ( x, y )

∂W ( x, y )
=
=
dxdy
ζ
dxdy


∑
k
∫ ∂y
∫ ∂y
k
Ai
 Ai

Combinando las ecuaciones (12) y (14) se obtienen dos sistemas de N ecuaciones. Este
sistema relaciona los desplazamientos en las direcciones x e y de los N puntos y las
derivadas parciales de cada modo dentro de cada microlente, a través del coeficiente
ζ k . Estos dos sistemas pueden ser combinados, ya que tienen las mismas incógnitas, y
ser expresados en notación matricial como:
∆ = Bζ
(15)
con ∆ y ζ siendo los vectores columnas representando los 2N desplazamientos de
puntos en las direcciones x e y, y los kmax coeficientes desconocidos respectivamente.
B es la matriz kmax x 2N de derivadas parciales de los modos, promediadas a través de
cada microlente. Si el número de microlentes muestreadas es elevado, el sistema de la
ecuación (15) es redundante, aunque en general inconsistente, debido al ruido presente
en la medición y posibles términos de aberración de mayor orden al cual se ha truncado
la expansión. En este caso, estimaciones por cuadrados mínimos de los coeficientes se
obtienen resolviendo el sistema. Una vez que los coeficientes de la expansión son
conocidos, la aberración del frente de onda está dada por la ecuación (13).
3.3. Representación de la aberración de onda
Hay varios formas y órdenes de polinomios de Zernike , pero recientemente un comité
ha realizado la tarea de generar un formulario estándar y aceptable para uso en visión.
Algunas otras representaciones de las aberraciones de onda también se emplean. Para
predecir la calidad óptica en el ojo humano, es importante que se fije la aberración de
onda a una localización predefinida en el ojo. Es común elegir el centro geométrico de
la pupila de entrada como el punto de origen, pero en el ojo humano, la pupila no
siempre se dilata simétricamente, y entonces el centro de la pupila para pupilas
pequeñas puede no ser el mismo que para pupilas grandes.
También es conocido que la aplicación de drogas para dilatar la pupila causa dilatación
asimétrica. Un límite potencialmente estable para describir aberraciones puede ser la
reflexión de una fuente sobre el eje de la cornea cuando el ojo esta fijo a lo largo del
ojo óptico, también llamado reflejo corneal coaxial de visión. Esta posición es estable e
independiente de la pupila, pero como no está centrada en la pupila, el cálculo de la
calidad de imagen se hace dificultoso. Entonces la selección del origen depende de la
aplicación. En otros casos, la información necesaria para determinar la calidad de la
imagen de la retina son la aberración de onda, el tamaño de la pupila y el
desplazamiento relativo entre el origen del frente de onda descrito y el centro de la
pupila ocular.
Figura 3. Fotografía de OQAS (Optical Quality Analysis System,
VISIOMETRICS S.L)
4. Estudios realizados
Recientemente en nuestro centro hemos desarrollado OQAS (Optical Quality Analysis
System), un nuevo instrumento para la determinación objetiva en un entorno clínico de
la calidad óptica del ojo10, mediante un convenio de colaboración Universidad-Empresa
con la empresa VISIOMETRICS S.L (ver figura 3). Está basado en un diseño
asimétrico de un sistema de doble paso, lo cual garantiza que la imagen registrada
contiene toda la información acerca de la óptica del ojo11, al que se han incorporado
nuevos elementos para permitir su utilización en la práctica clínica12. Se han realizado
medidas en pacientes operados de cirugía refractiva y de cataratas que han demostrado
la potencialidad del instrumento (ver figura 4). Este tipo de cirugías son uno de los
campos de aplicación que se vislumbran con mayor interés para el OQAS. También
hemos analizado el diseño óptico de OQAS, lo cual nos ha permitido poner de
manifiesto que este no introduce ninguna perturbación en la imagen de doble paso y en
consecuencia los resultados obtenidos no están influenciados por los elementos ópticos
que lo constituyen. Otro trabajo que hemos realizado (en el entorno del Centre
Universitari de la Visió, Terrassa) ha sido un estudio de normalización de OQAS. Para
ello hemos medido la calidad de la imagen retiniana a unos 500 ojos, de edades
comprendidas entre los 18 y los 70 años y para diferentes valores del diámetro pupilar.
Ello nos ha permitido obtener cualitativamente (mediante las representaciones 2D y 3D
de las imágenes de doble paso) y cuantitativamente (mediante las Funciones de
Transferencia de Modulación (MTF) y parámetros de calidad de la imagen) valores
medios para la calidad de la imagen retiniana.
A)
B)
Figura 4. Imágenes aéreas obtenidas con OQAS. La imagen registrada en
A corresponde a un ojo normal y la registrada en B a un ojo que padece de
catarata.
Para evaluar las prestaciones de OQAS frente a los sensores de frente de onda, hemos
comparado las MTF obtenidas mediante OQAS y un sensor de Hartmann-Shack
desarrollado en el Laboratorio de Óptica de la Universidad de Murcia. En el grupo de
ojos normales, con un nivel bajo de difusión intraocular, los valores obtenidos eran muy
similares. Sin embargo, en ojos donde la difusión es más predominante como en el caso
de edad media y avanzada, cataratas, implantación de lente intraocular...etc, la MTF
obtenida con el sensor de Hartmann-Shack era siempre superior a la obtenida con el
doble-paso, lo cual demuestra que el sensor de frente de onda sobreestima la calidad de
la imagen retiniana en estos casos13 (ver figura 5).
En relación a esta línea, en un futuro próximo hemos previsto desarrollar un sistema
para la medida objetiva de la amplitud de acomodación para incorporar a OQAS, que
permitirá estudiar la variación de la calidad de la imagen retiniana en función de la
acomodación así como el desarrollo de un nuevo sistema para la medida objetiva de la
luz difundida en la retina.
Otro campo en el que hemos trabajado es en el de la caracterización óptica del sistema
formado por el ojo y elementos oftálmicos compensadores, y más concretamente lentes
de contacto. Hemos estudiado la calidad óptica en el caso de lentes de contacto mono y
multifocales. En el caso de lentes monofocales blandas y rígidas14 pusimos de
manifiesto que si se corrige el astigmatismo residual la calidad óptica que se obtiene es
similar. Para lentes bifocales concéntricas15 o multifocales, basadas ambas en el
principio de visión simultánea, los resultados obtenidos muestran en general una
disminución de la calidad de imagen respecto a cuando no se utiliza la lente.
Actualmente estamos trabajando en la correlación de medidas objetivas, psicofísicas y
subjetivas para intentar definir sistemas objetivos de valoración de la satisfacción final
del usuario de lentes de contacto.
mp_i
fpa_d
A
B
1.0
1.0
DP_2x5
hs_2x5
DP_2x5
hs_2x5
0.8
0.6
MTF
MTF
0.8
0.4
0.2
0.6
0.4
0.2
0.0
0.0
0
5
10
c/deg
15
20
0
5
10
15
20
c/deg
Figura 5. Comparación de las MTF’s obtenidas a partir de registros
con el doble paso y con el sensor Hartmann-Shack. En A se
muestran las MTF’s obtenidas de los registros de ojos viejos y en B
las MTF’s de ojos con implantes intraoculares. Como se puede
observar en ambos casos las MTF’s obtenidas a partir de registros
con el sensor Hartmann-Shack sobreestiman la calidad óptica ya que
la medición no es sensible a la dispersión
La medida de la difusión (scattering) intraocular por medio de la técnica del doble paso
es aún tema de investigación. No se han encontrado publicaciones que demuestren esta
medida en ojos humanos. Si bien es cierto que en 1993 Gerald Westheimer y Junzhong
Liang propusieron un método para evaluar la difusión de luz en el ojo por medios
objetivos16, la técnica utilizada no permite discriminar si la contribución es debida a las
aberraciones o a moléculas dispersoras intraoculares.
Las medidas de calidad óptica han demostrado estar afectadas en diferentes grados por
la dispersión intraocular dependiendo del método empleado. Los sistemas que
reconstruyen un frente de onda perturbado por el ojo, ya sea utilizando un sensor HS o
mediante la técnica ray tracing, presentan un mayor grado de inmunidad a la dispersión
que el presentado por el doble paso. Estudios realizados tanto en ojos artificiales17 como
humanos, consistentes ambos en comparaciones realizadas entre medidas obtenidas con
el doble paso y con el sensor HS han mostrado la sobreestimación de la calidad óptica
por parte de este último. Utilizando un modelo ocular con características físicas
conocidas ha sido posible medir precisamente la aberración de onda utilizando un
aberroscopio de cilindros cruzados al igual que mediante el empleo de un sensor HS.
Estas mediciones son independientes de la luz dispersada por medios homogéneos,
como el generado por células conteniendo un medio dispersor de microgotas de
poliestireno suspendido en agua. La medición de la aberración del frente de onda fue
afectada por cambios refractivos introducidos por la imperfección óptica de las células.
La capacidad para medir estos cambios y la similitud de los cambios medidos por el
aberroscopio y el sensor HS dan soporte a la capacidad del sistema de realizar
mediciones sensibles del frente de onda, incluso en presencia de luz dispersa. El
aberroscopio de cilindros cruzados mostró, como era esperado, introducciones de forma
cilíndricas espurias en la medida del frente de onda, aunque estos produjeron solamente
una pequeña diferencia en la función de transferencia de modulación para el modelo
acular. Se notó que el modelo estaba diseñado para producir un tipo de aberración muy
simple, la aberración esférica, y que aunque esta similitud entre los dos métodos fue
buena, para aberraciones más complejas no mostraron resultados similares. Los
resultados de la medida de la PSF fue claramente afectadada por la introducción de
medios dispersores pero su efecto fue medible solo sobre un rango muy restringido de
frecuencias espaciales correspondientes a dispersiones de ángulo angosto producidas
por el medio.
5. Conclusiones
La evaluación de la calidad óptica visual es, sin duda, un campo de aplicación
oftalmológico de gran importancia. Esto nos permite evaluar el comportamiento óptico
ocular a partir de conocer la calidad de las imágenes generadas por el ojo. Las diferentes
condiciones presentadas por la óptica visual, fruto del envejecimiento celular, lentes
correctoras, cirugías, traumatismos, patologías oculares, etc. pueden ser evaluadas de
forma objetiva impidiendo que factores psíquicos influyan en los resultados finales. Los
instrumentos de evaluación de la calidad óptica no solo son una herramienta de gran
utilidad para los profesionales de la visión. También tienen un papel preponderante en la
investigación de la dinámica ocular permitiendo conocer y evaluar mejor aún el
comportamiento del ojo.
6. Bibliografía
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Calif., 1968), pp. 90–96.
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Centre de Desenvolupament de Sensors Instrumentació i Sistemes (CD6).
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