MX2010010402A

MX2010010402A - Formacion de imagenes oculares.

Info

Publication number: MX2010010402A
Application number: MX2010010402A
Authority: MX
Inventors: Paul Hartung; Vincent Valvo; Dennis J Nilan
Original assignee: Neuroptix Corp
Priority date: 2008-03-27
Filing date: 2009-03-27
Publication date: 2010-12-17
Also published as: KR101603184B1; WO2009120349A1; US20110116041A1; US8955969B2; EP2268193A1; DK2268193T3; BRPI0909519A2; RU2503399C2; AU2009229348B2; BRPI0909519B1; SG188900A1; CN102006819B; AU2009229348A1; ES2584512T3; CA2718938C; NZ588811A; JP2011515189A; HUE028034T2; RU2010143673A; BRPI0909519B8

Abstract

Un sistema para realizar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un paciente incluye una fuente de luz configurada para transmitir luz hacia el ojo del sujeto, una lente configurada para enfocar luz enviada desde la fuente y recibida del ojo del sujeto, un reflector de medición dispuesto para recibir al menos una porción de la luz enfocada y configurado para reflejar una primera porción de la luz recibida, una cámara configurada y dispuesta para recibir la primera porción de la luz recibida y configurada para proporcionar marcas de una imagen correspondiente a la primera porción de la luz recibida, y un procesador acoplado a la cámara y configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar una posición de un punto de referencia correspondiente a una interface de una porción del ojo.

Description

FORMACIÓN DE IMÁGENES OCULARES REFERENCIA CRUZADA A SOLICITUDES RELACIONADAS Esta solicitud reivindica prioridad por la Solicitud de Patente provisional de Estados Unidos número 61/072.199, pre-sentada el 27 de Marzo de 2008, cuya descripción completa se incorpora aquí por referencia. Esta solicitud es continuación parcial de la Solicitud de Patente de Estados Unidos número de serie 11/786.514 presentada el 11 de Abril de 2007, que reivindica prioridad por la Solicitud de Patente provisional de Estados Unidos número 60/791.288, presentada el 11 de Abril de 2006, cuya descripción completa se incorpora aquí por referencia. Toda la descripción de la Patente de Estados Unidos número 7.107.092 también se incorpora aquí por referencia.

ANTECEDENTES Siempre es deseable detectar enfermedades en una etapa precoz de su desarrollo. La detección precoz permite el tratamiento precoz que en general ha demostrado tener una tasa de éxito más alta al tratar varias enfermedades. Se ha descu-bierto recientemente que analizar los ojos de las personas, y en particular los cristalinos de los ojos, puede proporcionar indicaciones de varios tipos de enfermedades. Por ejemplo, las mediciones tomadas de dispersión de luz dentro del ojo han demostrado que proporcionan información de diagnóstico útil para detectar y supervisar el desarrollo de enfermedades tales como la enfermedad de Alzheimer [AD] . Se ha demostrado recientemente en concreto que esta enfermedad produce cambios en la región supranuclear del cristalino del ojo. Dado que esta región es solamente una fracción de un milímetro de grosor, las mediciones de esta región, para que sean útiles, tienen que ser muy exactas en lo que respecta a la información de la posición de la medición. Esto es especialmente verdadero porque el ojo humano está casi en constante movimiento incluso cuando un paciente mira fijamente a un objetivo iluminado.

Se ha demostrado que la presencia o un aumento de la cantidad de agregado en las regiones supranuclear y/o cortical del cristalino de un ojo de mamífero sometido a examen en comparación con un valor de control normal indica que el mamífero bajo prueba padece, o se encuentra en riesgo de desarrollar, una enfermedad neurodegenerativa tal como una anomalía amiloidogénica . Los trastornos amiloidogénicos incluyen AD, AD Familiar, AD esporádica, Enfermedad de Creutzfeld-Jakob, variante de la Enfermedad de Creutzfeld-Jakob, encefalopatías espongiformes, enfermedades priónicas (incluyendo escrapia, encefalopatía espongiforme bovina, y otras priono- patias veterinarias), enfermedad de Parkinson, enfermedad de Huntington (y enfermedades de repetición de trinucleótidos ) , esclerosis lateral amiotrófica, síndrome de Down (Trisomía 21), enfermedad de Pick (demencia frontotemporal) , enfermedad de cuerpos de Lewy, neurodegeneración con acumulación de hierro en cerebro (enfermedad de Hallervorden-Spatz ) , sinuclei-nopatías (incluyendo enfermedad de Parkinson, atrofia sisté-mica múltiple, demencia con cuerpos de Lewy, y otros), enfermedad de inclusión intranuclear neuronal, tauopatías (incluyendo parálisis supranuclear progresiva, enfermedad de Pick, degeneración corticobasal, demencia frontotemporal hereditaria (con o sin Parkinsonismo) , y esclerosis lateral amiotrófica de Guam/complejo Parkinson demencia) . Estos trastornos pueden producirse solos o en varias combinaciones. El análisis de agregado también es útil para detectar encefalopatías espongiformes transmisibles (TSEs), que son enfermedades, mediadas por priones caracterizadas por neurodegeneración espongiforme fatal del cerebro y están asociadas con signos y síntomas neurológicos severos y fatales. Las prionopatías TSE incluyen la enfermedad de Creutzfeld-Jacob (CJD) ; nueva variante de la enfermedad de Creutzfeld-Jacob (nv-CJD) ; síndrome de Gertsmann-StrausslerScheinker ; insomnio familiar fatal; Kuru; síndrome de Alpers; encefalopatía espongiforme bovina (BSE) ; escrapia; y enfermedad del desgaste crónico (CWD) .

COMPENDIO En general, en algunos aspectos, la invención proporciona un sistema para realizar dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un sujeto. El sistema puede incluir una fuente de luz configurada para transmitir luz hacia el ojo del sujeto, una lente configurada para enfocar luz enviada desde la fuente y dispersada por el ojo del sujeto, un reflector de medición dispuesto para recibir al menos una porción de la luz enfocada y configurado para reflejar una primera porción de la luz recibida, una cámara configurada y dispuesta para recibir la primera porción de la luz recibida y configurada para proporcionar marcas de una imagen correspondiente a la primera porción de la luz recibida, y un procesador acoplado a la cámara y configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar una posición de un punto de referencia correspondiente a una in-terface de una porción del ojo.

El punto de referencia puede corresponder a: una inter-face de una cápsula del cristalino del ojo; una interface entre la cápsula del cristalino y una cámara anterior del ojo; una de una interface de cápsula de cristalino posterior; una interface aire-córnea; una interface córnea-acuoso, y una in- terface de una retina del ojo. Además, la fuente de luz y el procesador pueden estar configurados para realizar exploración de ligandos fluorescentes. Para ello, el sistema puede estar configurado de tal manera que se recoja y analice la luz dispersada solamente sustancialmente a 90° con relación a un recorrido de la luz que entra en el ojo del sujeto.

Además, las implementaciones de la invención también pueden incluir uno o varios elementos siguientes: * . Una fuente de luz configurada para transmitir luz infrarroj a .

* Un reflector de medición incluyendo un espejo configurado para reflejar la primera porción de la luz recibida, donde el espejo define un agujero configurado para permitir que una segunda porción de la luz recibida pase sin ser reflejada por el espejo.

* Un correlacionador acoplado al reflector para recibir la segunda porción de la luz recibida, que puede ser usado para correlacionar en el tiempo la intensidad de luz dispersada medida.

* Un procesador configurado para accionar el reflector de medición de tal manera que la segunda porción de la luz recibida corresponda a luz dispersada de una porción seleccionada del ojo con relación al punto - - de referencia.

* Un procesador acoplado al correlacionador y configurado para analizar marcas de la segunda porción de la luz recibida.

* Un procesador configurado para proporcionar una indicación de la presencia de material asociado con un estado médico del sujeto en base a las marcas de la segunda porción de la luz recibida y una posición en el ojo de la que se dispersó la segunda porción de la luz recibida.

Además, las implementaciones de la invención pueden incluir uno o varios elementos siguientes: * Un procesador configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar posiciones de regiones en el ojo con relación al punto de. referencia .

* Un procesador configurado para asociar las intensi-' dades de luz en la imagen con regiones de las que se dispersó la luz asociada con las intensidades de luz.

* Un procesador configurado para determinar posiciones de un supranúcleo, un núcleo, y una corteza del ojo.

El sistema, según algunas realizaciones, puede incluir además una pantalla acoplada al procesador donde el procesador está configurado para hacer que el procesador presente una elipse en la imagen y una fuente de luz configurada para transmitir un haz lápiz y/o un haz de luz abanico. Para ello, un procesador puede estar configurado para: ajusfar el tamaño y la posición de la elipse con relación a la imagen; para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar una posición de un iris del ojo y para dimensionar y colocar la elipse sobre el iris en la imagen; y/o configurado para regular el tamaño de la elipse en respuesta a la entrada de un usuario del sistema.

En general, en otro aspecto, la invención proporciona un método de diagnóstico por dispersión de luz incluyendo transmitir un haz de luz lápiz al ojo de un paciente, adquirir luz del haz lápiz dispersado por el ojo del sujeto, y analizar la luz dispersada adquirida para determinar una posición de un punto de referencia correspondiente a una interface de una porción del ojo.

El paso de analizar puede incluir: determinar el punto de referencia como un punto correspondiente a una interface de una cápsula de cristalino del ojo; y evaluar la intensidad de luz dispersada por el ojo para determinar regiones primera y segunda de alta intensidad a lo largo de una linea de pro- pagación del haz lápiz. Para ello, las regiones primera y segunda pueden estar separadas por una tercera región relativamente grande sustancialmente libre de luz dispersada del haz lápiz, donde la segunda región está más lejos a lo largo de la linea de propagación de una fuente del haz lápiz y determinada de manera que corresponda a la cápsula de cristalino. El análisis puede incluir determinar el punto de referencia como un punto correspondiente a una de una interface entre la cápsula de cristalino y una cámara anterior del ojo, una interface de cápsula posterior de cristalino, una interface aire-córnea, una interface córnea-acuoso, y una interface de una retina del ojo. El análisis puede incluir además determinar posiciones de una corteza, un supranúcleo, y/o un núcleo del ojo.

Los aspectos de método de la invención pueden incluir también analizar la intensidad de luz dispersada de una porción seleccionada del ojo con relación al punto de referencia para determinar una propiedad física del material en la porción seleccionada, y proporcionar una indicación de la propiedad física del material en la porción seleccionada. El paso de proporcionar la indicación puede incluir proporcionar una indicación de la presencia de agregados en un supranúcleo del ojo.

Los aspectos de método de la invención pueden incluir además formar una imagen de la luz adquirida, reflejar el haz lápiz antes de la adquisición, determinar una posición real de una porción particular de la luz adquirida en la imagen con relación a una posición deseada de la porción particular de la luz adquirida, y alterar la reflexión para reducir la separación de la posición real y la posición deseada de la porción particular de la luz adquirida.

La adquisición puede incluir' adquirir luz dispersada por el ojo solamente a aproximadamente 90° con relación a una dirección de propagación del haz lápiz.

Algunos aspectos de método de la invención pueden incluir transmitir un haz de luz abanico al ojo del sujeto, adquirir luz del haz abanico dispersado por el ojo del sujeto, formar una imagen del ojo a partir del haz de luz abanico adquirida dispersada por el ojo del sujeto, y superponer en la imagen una elipse que se aproxima al tamaño y la posición del iris del ojo en la imagen. La superposición la puede hacer automáticamente un ordenador, y puede ser formada por el ordenador mediante análisis por ordenador de las intensidades de luz en la imagen.

Algunos aspectos de método incluyen dispersión de luz cuasielástica y se pueden realizar usando un dispositivo. Ta- les métodos pueden incluir además realizar exploración de li-gandos fluorescentes usando el mismo dispositivo. El paso de realizar exploración de ligandos fluorescentes puede incluir iluminar el ojo del sujeto, medir primeros datos de fluorescencia del ojo antes de introducir un agente de formación de imágenes en el ojo, introducir el agente de formación de imágenes en el ojo, medir segundos datos de fluorescencia del ojo después de introducir el agente de formación de imágenes en el ojo, y comparar los primeros y los segundos datos.

En general, en otro aspecto, la invención proporciona un sistema para formación de imágenes de diagnóstico del ojo de un sujeto. El sistema incluye una fuente de luz configurada para transmitir luz por emisión estimulada de radiación, un dispositivo óptico de exploración configurado para producir un haz de luz abanico vertical a partir de la fuente de luz y barrer linealmente el haz abanico vertical de un lado al otro, una primera lente configurada para enfocar luz enviada desde el dispositivo óptico de exploración para crear un plano de imagen virtual que es coplanar con la linea de visión del sujeto y es un plano en sección transversal vertical a través de una porción del ojo del sujeto, una segunda lente configurada para enfocar luz enviada desde el dispositivo óptico de exploración y dispersada por el ojo del sujeto para crear un plano de enfoque nítido que coincida con el plano de imagen virtual del ojo del sujeto, un primer reflector de medición dispuesto para recibir al menos una porción de la luz enfocada y configurado para reflejar una primera porción de la luz recibida, una primera cámara configurada y dispuesta para recibir la primera porción de la luz recibida y configurada para proporcionar marcas de una imagen correspondiente a la primera porción de la luz recibida, y un procesador acoplado a la cámara y configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar una posición de un punto de referencia correspondiente a una interface de una porción del ojo donde el barrido lineal del haz abanico vertical de lado a lado por el dispositivo óptico de exploración atraviesa el haz de luz abanico vertical entrando y saliendo a lo largo del plano de imagen virtual del ojo del sujeto.

Implementaciones . de la invención pueden incluir uno o varios elementos siguientes. El punto de referencia corresponde a una interface de una cápsula de cristalino del ojo. El punto de referencia corresponde a una interface entre la cápsula de cristalino y una cámara anterior del ojo. El punto de referencia corresponde a una de una interface de cápsula posterior de cristalino, una interface aire-córnea, una interface córnea-acuoso, y una interface de una retina del ojo.

La fuente de luz y el procesador están configurados para realizar exploración de ligandos fluorescentes. La fuente de luz está configurada para transmitir luz infrarroja. El sistema está configurado de tal manera que la luz dispersada solamen-te sustancialmente a 90° con relación a un recorrido de la luz que entra en el ojo del sujeto sea recogida y analizada.

Además, implementaciones de la invención pueden incluir uno o varios elementos siguientes. El reflector de medición incluye un espejo configurado para reflejar la primera por-ción de la luz recibida, definiendo el espejo un agujero configurado para permitir que una segunda porción de la luz recibida pase sin ser reflejada por el espejo, incluyendo el sistema además un correlacionador acoplado al reflector para recibir la segunda porción de la luz recibida y para correla-cionar la intensidad de luz dispersada medida en el tiempo. El procesador está configurado para accionar el reflector de medición de tal manera que la segunda porción de la luz recibida corresponda a luz dispersada de una porción seleccionada del ojo con relación al punto de referencia, y donde el pro-cesador está acoplado al correlacionador y configurado para analizar marcas de la segunda porción de la luz recibida. El procesador está configurado para proporcionar una indicación de la presencia de material asociado con un estado médico del sujeto en base a las marcas de la segunda porción de la luz recibida y una posición en el ojo del que se dispersó la segunda porción de la luz recibida. El sistema incluye además un segundo reflector de medición dispuesto para recibir al menos una porción de la luz enfocada y configurado para reflejar una segunda porción de la luz recibida.

En general, en otro aspecto, la invención proporciona un sistema para realizar al menos una de dispersión de luz cua-sielástica y exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un paciente, incluyendo una pantalla de visualización que representa una imagen del ojo para que un operador pueda seleccionar posiciones en el ojo a medir. El sistema puede incluir una unidad óptica acoplada a un procesador para ejecutar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en posiciones seleccionadas del ojo y para recoger datos asociados con la dispersión de luz cuasielástica y/o la exploración de ligandos fluorescentes realizada. El procesador también puede presentar datos en la pantalla de visualización para revisión por parte del operador. Para ello, los datos asociados con la dispersión de luz cuasielástica y/o la exploración de ligandos fluorescentes pueden ser referidos en la misma pantalla de visualización y/o recogidos en ciclos de no más de 60 ms . En algunas - 4- realizaciones , el procesador puede ejecutar hasta diez ciclos consecutivos. Además, los datos visualizados en la pantalla de visualización pueden incluir parámetros de prueba, vistas frontal y en sección transversal del ojo, valores de intensidad medios de la dispersión de luz cuasielástica y/o la exploración de ligandos fluorescentes, ilustraciones gráficas de funciones de autocorrelación para la dispersión de luz cuasielástica y/o la exploración de ligandos fluorescentes, y parámetros de ajuste de curva en base a un ajuste exponencial a los datos de autocorrelación. Los datos pueden ser usados para detectar la presencia de un material u objeto de interés, incluyendo sin limitación, proteina ß-amiloide y/o rastrear el progreso de la enfermedad.

En algunas realizaciones, los datos recogidos por el sistema pueden incluir la intensidad media de la luz dispersada asociada con la dispersión de luz cuasielástica realizada y/o la intensidad de fluorescencia media asociada con la exploración de ligandos fluorescentes realizado. Implementa-ciones de la invención pueden recoger datos de posiciones en las regiones de núcleo y/o supranúcleo del cristalino del ojo para determinar una relación entre la intensidad de fluorescencia media asociada con la exploración de ligandos fluorescentes de la región de núcleo del cristalino del ojo y la in- - - tensidad de fluorescencia media de la exploración de ligandos fluorescentes de la región de supranúcleo del cristalino del ojo. Se puede determinar una relación similar para la dispersión de luz cuasielástica de las regiones de núcleo y supranúcleo del cristalino del ojo. Las relaciones se pueden correlacionar con el estado de una enfermedad en el ojo, de tal manera que un aumento en una relación indica un aumento en la cantidad de un material y/u objeto en el ojo. Algunas realizaciones también pueden incorporar una métrica de calidad de medición calculada multiplicando estas relaciones con juntamente o usando la curva, y(t) = Ie-kt, donde I es la intensidad media, k es la constante de tiempo de decadencia y t es el tiempo.

Aspectos de sistema adicionales de la invención pueden incluir una pantalla de visualización para presentar la imagen para que el operador pueda seleccionar regiones del ojo para análisis, asi como un pr'oceso configurado para analizar luz dispersada de la dispersión de luz cuasielástica y/o las emisiones luorescentes de la exploración de ligandos fluorescentes para detectar un material u objeto de interés situado en regiones seleccionadas del ojo. El material u objeto de interés puede ser ß-amiloide. En algunas realizaciones, se puede analizar la intensidad media de la luz dispersada y/o las emisiones fluorescentes de una región de supranúcleo y/o núcleo del cristalino del ojo. Además, la intensidad media de la luz dispersada o las emisiones fluorescentes de la región de núcleo del cristalino del ojo pueden ser comparadas con la intensidad media de luz dispersada o la fluorescencia para la región de supranúcleo del cristalino del ojo para proporcionar un factor de correlación para evaluar la presencia de un material u objeto de interés en el ojo. En algunas realizaciones, el procesador puede medir la intensidad de fluorescencia de una región del ojo antes de la introducción de un agente de formación de imágenes y después de la introducción de un agente de formación de imágenes para determinar la diferencia entre las dos intensidades. En algunas realizaciones, el procesador puede medir primeros datos de fluorescencia del ojo antes de introducir un agente de formación de imágenes en el ojo y segundos datos de fluorescencia del ojo después de introducir el agente de formación de imágenes y después comparar los primeros datos y los segundos datos. La comparación puede incluir, por ejemplo, restar los primeros datos de los segundos datos para determinar una diferencia en la fluorescencia medida. Además, el procesador puede presentar datos de la dispersión de luz cuasielástica y/o la exploración de ligandos fluorescentes en la pantalla de visualiza- ción para revisión por parte del operador. Los datos pueden incluir cualquier información acerca de la dispersión de luz cuasielástica y/o la exploración de ligandos fluorescentes realizada .

Otro aspecto de la invención proporciona un método de realizar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un paciente. El método puede incluir seleccionar una posición en el ojo para recoger datos, realizar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en la posición seleccionada, recoger datos a partir de la dispersión de luz cuasielástica y/o la exploración de ligan-dos fluorescentes y presentar los datos. Los datos pueden ser presentados en una pantalla de visualización y/o impresos. Para ello, los datos recogidos pueden incluir la intensidad media de al menos una de la luz dispersada asociada con la dispersión de luz cuasielástica realizada y la intensidad de fluorescencia media asociada con la exploración de ligandos fluorescentes realizada. Los datos de intensidad media pueden ser recogidos de posiciones en la región de supranúcleo y/o núcleo del cristalino del ojo y se puede determinar una relación entre la intensidad media' de luz dispersada de la región de núcleo del cristalino del ojo y la intensidad media de la luz dispersada de la región de supranúcleo del cristalino del ojo. Se puede determinar una relación similar con respecto a la exploración de ligandos fluorescentes.

Aspectos de método de la invención pueden incluir además realizar exploración de ligandos fluorescentes iluminando el ojo del sujeto, medir primeros datos de fluorescencia del ojo antes de introducir un agente de formación de imágenes en el ojo, introducir el agente de formación de imágenes en el ojo, medir segundos datos de fluorescencia del ojo después de introducir el agente de formación de imágenes en el ojo y comparar los primeros datos con los segundos datos. En algunas realizaciones, los primeros datos y los segundos datos pueden incluir la intensidad de fluorescencia media del ojo, y comparar los primeros datos y los segundos datos puede incluir restar los primeros datos de los segundos datos. En algunas realizaciones, la medición de los segundos datos se puede tomar no más de .24 horas después de introducir el agente de formación de imágenes en el ojo. El método también puede ser capaz de detectar la presencia de proteina ß-amiloide en el ojo y/o poder seguir el progreso de una enfermedad midiendo niveles de fluorescencia en el ojo.

Además, implementaciones de la invención pueden incluir uno o varios elementos siguientes. El sistema incluye además una segunda cámara configurada y dispuesta para recibir la segunda porción de la luz recibida y configurada para proporcionar marcas de una imagen correspondiente a la segunda porción de la luz recibida. El sistema incluye además un divisor de haz dicroico configurado y dispuesto para reflejar al menos una porción de la luz enfocada al segundo reflector de medición y transmitir al menos una porción de la luz enfocada al primer reflector de medición. El procesador está configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar posiciones de regiones en el ojo con relación al punto de referencia. El procesador está configurado para asociar las intensidades de luz en la imagen con regiones de las que se dispersó la luz asociada con las intensidades de luz. El procesador está configurado para determinar posiciones de un supranúcleo, un núcleo, y una corteza del ojo. El sistema incluye además una pantalla acoplada al procesador donde el procesador está configurado para hacer que el procesador presente una elipse en la imagen. El procesador está configurado para ajusfar un tamaño y posición de la elipse con relación a la imagen. El procesador está configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar una posición de un iris del ojo y para dimensionar y colocar la elipse sobre el iris en la imagen. El procesador está configurado para regular el tamaño de la elipse en respuesta a la entrada dé un usuario del sistema.

En general, en otro aspecto, la invención proporciona un sistema para realizar exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un paciente. El sistema incluye una fuente de luz configurada para transmitir luz hacia el ojo del sujeto, un primer objetivo de microscopio configurado y dispuesto para enfocar luz enviada desde la fuente hacia el ojo del sujeto para hacer que un punto de luz enfocada choque en el ojo, un accionador acoplado a una primera lente móvil y configurado para poner el punto de luz enfocado enviado del primer objetivo de microscopio a través de la primera lente móvil dentro del ojo del sujeto, una lente configurada para enfocar luz enviada desde la fuente y dispersada por el ojo del sujeto, un tubo fotomultiplicador o detector similar configurado y dispuesto para recibir una primera porción de la luz recibida y configurado para proporcionar marcas de una imagen correspondiente a la primera porción de la luz recibida, y un procesador acoplado al tubo fotomultiplicador o detector similar y configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar una posición de un punto de referencia correspondiente a una interface de una porción del ojo.

Implementaciones de la invención pueden incluir uno o varios elementos siguientes. La luz dispersada por el ojo del sujeto y recibida en el detector de tubo fotomultiplicador avanza a lo largo de un recorrido sustancialmente similar a la luz enviada desde la fuente. El primer objetivo de microscopio se quita para que la fuente de luz pueda transmitir luz como un haz colimado hacia el ojo del sujeto.

Además, implementaciones de la invención pueden incluir uno o varios elementos siguientes. El sistema incluye además una segunda lente configurada para enfocar luz enviada desde la fuente y dispersada por el ojo del sujeto, un detector configurado y dispuesto para recibir una primera porción de la luz recibida de la segunda lente y configurado para proporcionar marcas de una imagen correspondientes a la primera porción de la luz recibida, y el procesador también está acoplado al detector y configurado para analizar intensidades de luz en la imagen para determinar una posición de un punto de referencia correspondiente a una interface de una porción del ojo, donde la luz dispersada por el ojo del sujeto y enfocada por la segunda lente, avanza a lo largo de un recorrido que es de 45 grados a la linea de visión del sujeto y 90 grados con respecto al recorrido de luz de la fuente.

Además, implementaciones de la invención pueden incluir uno o varios elementos siguientes. El sistema incluye además un primer divisor de haz dicroico dispuesto en el recorrido de luz recibido por la segunda lente y al menos un segundo divisor de haz dicroico dispuesto en el recorrido de luz de la fuente, estando configurados los divisores dicroicos del haz primero y al menos segundo para reflejar al menos una porción de luz recibida en un detector. El sistema incluye además un obturador rápido dispuesto en un punto en el recorrido de la luz cuando avanza desde la fuente de luz hacia el ojo del sujeto. El sistema incluye además un monitor de frecuencia cardiaca y el procesador está configurado para sincronizar la recogida de datos con periodos de reposo entre latidos del corazón. El monitor de frecuencia cardiaca está configurado como una porción de un reposafrente para el sujeto. El monitor de frecuencia cardiaca está configurado como una porción de una reposabarbilla para el sujeto. El sistema incluye además un marcapasos configurado para regular latidos del corazón del sujeto y el procesador está configurado para sincronizar la recogida de datos con periodos de reposo entre latidos del corazón.

Según implementaciones de la invención, se pueden obtener una o varias de las capacidades siguientes: * Un sistema operable de mediciones de intensidad de fluorescencia (por ejemplo, FLS) capaz de mediciones localizadas en los cristalinos de los ojos.

Un sistema operable de exploración de intensidad cuasi cuasielástica y/o dispersión de luz para detección de enfermedades usando mediciones de ojos. Un solo operador puede tomar mediciones de diagnóstico del ojo usando un solo dispositivo. Las mediciones de diagnóstico del ojo, por ejemplo, para información relacionada con enfermedad, pueden ser obtenidas sin contacto físico con el ojo.

Se pueden realizar mediciones repetibles, altamente exac.tas, de intensidad .de dispersión de luz dentro de un ojo.

Se puede realizar exploración de ligandos fluorescentes (FLS) y dispersión de luz cuasielástica (QLS) (también conocida como dispersión de luz dinámica, espectroscopia de autolatido, espectroscopia homodi-na, dispersión Raleigh láser y otros nombres) en una sola plataforma/dispositivo.

El movimiento en el ojo de un paciente puede ser compensado durante las mediciones de diagnóstico. Se pueden determinar mediciones para implantes in-traoculares de manera no invasiva, por ejemplo, para operaciones Lasik. Se puede obtener fotodocumenta- ción infrarroja (IR) de la intensidad de fluorescencia con relación a la posición dentro de un ojo.

La posición dentro de un ojo de las mediciones de dispersión de luz puede ser determinada exactamente. Se puede obtener control de calidad para verificar la posición dentro de un ojo con respecto a los datos medidos.

Se puede determinar la biomorfométrica del ojo, por ejemplo parámetros para uso en ecuaciones de lentes, medición de la profundidad del segmento anterior, grosor de la córnea, y/o grosor del cristalino.

Se puede hacer mediciones de agregación en el ojo relevante, por ejemplo, de cataratas, edad molecular, diabetes mellitus, exposición a radiación, (por ejemplo, para pilotos de compañías aéreas, operarios de radiación, astronautas, pacientes de cáncer) y/o toxicidad ocular (por ejemplo, durante exposición a largo plazo a esteroides sistémicos y/o agentes an-tisicóticos) .

Se pueden diagnosticar enfermedades neurodegenerativas y/o TSEs y se pueden obtener prognosis.

Se pueden hacer pruebas de medicamentos, por ejemplo, pruebas preclínicas y clínicas en mamíferos.

* El movimiento en el ojo de un paciente debido a latido del corazón puede ser compensado durante las mediciones de diagnóstico.

* Se puede realizar una exploración en sección transversal continua del ojo.

* La región de medición del ojo puede ser iluminada suficientemente manteniendo al mismo tiempo niveles seguros de iluminación del ojo en la retina.

Estas y otras capacidades de la invención, junto con la invención propiamente dicha, se entenderán más plenamente después de una revisión de las figuras siguientes, la descripción detallada y las reivindicaciones.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS La figura 1 es una vista en perspectiva de un sistema de dispersión de luz para uso al medir dispersión de luz dentro de un ojo del paciente según algunas realizaciones de la invención .

La figura 2 es un diagrama de bloques de un ordenador representado en la figura 1.

La figura 3 es una imagen en sección transversal de un ojo proporcionada por el sistema representado en la figura 1 con ambos láseres de haz lápiz y abanico encendidos.

La figura 4 es una imagen en sección transversal de un ojo proporcionada por el sistema representado en la figura 1 con solamente un láser de haz lápiz encendido.

La figura 5 es un diagrama de flujo de bloques de un proceso de medir dispersión de luz del ojo de un paciente usando el sistema representado en la figura 1.

La figura 6 es un diagrama de flujo de bloques de un proceso de realizar exploración de ligandos fluorescentes según algunas realizaciones de la invención.

La figura 7 es un diagrama de flujo dé bloques de un proceso de realizar dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes según algunas realizaciones de la invención.

La figura 8 es un diagrama que representa el tiempo de la adquisición de datos según algunas realizaciones de la invención .

La figura 9 es una ventana de visualización muestra que representa información de parámetros de prueba y vistas frontal y en sección transversal de un ojo según algunas realizaciones de la invención antes de realizar dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes.

La figura 10 es una ventana de visualización muestra que representa mediciones según algunas realizaciones de la invención después de realizar dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes.

La figura 11 es un diagrama de bloques de un sistema de iluminación Scheimpflug de exploración y de formación de imágenes Scheimpflug de exploración para tomar mediciones dentro de un ojo del paciente según algunas realizaciones de la invención .

La figura 12 es una vista lateral de una porción de un sistema de dispersión de luz para uso al medir la dispersión de luz dentro _de un ojo del paciente según algunas realizaciones de la invención.

La figura 13 es una vista en perspectiva de un sistema de dispersión de luz para uso al medir la dispersión de luz dentro de un ojo del paciente según algunas realizaciones de la invención.

La figura 14 es una vista en perspectiva de un sistema de dispersión de luz para uso al medir la dispersión de luz dentro de un ojo del paciente en relación a la cabeza del paciente según algunas realizaciones de la invención.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE REALIZACIONES PREFERIDAS Algunas realizaciones de la invención proporcionan técnicas para medir la dispersión de luz dentro del ojo de un paciente, por ejemplo, un ojo humano, a efectos de diagnóstico. Por ejemplo, un sistema de dispersión de luz incluye un conjunto láser que envía un haz láser al ojo de un paciente. Una lente de transferencia enfoca el láser dispersado formando una imagen en un espejo de medición. Entre la lente de transferencia y el espejo de medición la luz es reflejada desde un espejo dirigible que puede ser regulado para poner la imagen en el espejo de medición en una posición deseada. El espejo de medición tiene un agujero diminuto que permite que parte de la luz láser dispersada pase a su través y sea detectada por un solo detector fotónico y analizada por un correlacionador de hardware o software. La luz láser dispersada que no pasa a través del agujero diminuto es reflejada por el espejo de medición hacia una cámara de dispositivo de acoplamiento de carga (CCD) . La cámara obtiene imágenes de la luz láser dispersada y proporciona las imágenes a un ordena-dor. El ordenador obtiene información del correlacionador y las imágenes de la cámara. El ordenador puede analizar la salida del correlacionador (la función de correlación) relativa a la luz dispersada medida y la posición dentro del ojo para determinar si el ojo tiene indicaciones de anomalías tales como enfermedades. El ordenador también puede procesar la información de imagen de la cámara para proporcionar imágenes de la luz dispersada del ojo y para enviar señales de control al espejo de dirección para regular el movimiento del ojo del sujeto y para ayudar a asegurar que la luz procedente de una posición deseada del ojo sea dirigida a través del agujero diminuto del espejo de medición. Este sistema de dispersión de luz es ejemplar, sin embargo, y no limita la invención puesto que son posibles otras implementaciones según la descripción .

Con referencia a la figura 1, un sistema de dispersión de luz 10 incluye una fuente de luz 12, una lente de transferencia 14, un conjunto de espejo dirigido 16, un espejo de medición 18, una cámara CCD 20, un correlacionador 22, y un ordenador 24. La combinación de la fuente de luz 12, la lente de transferencia 14, el conjunto de espejo 16, el espejo de medición 18 y la cámara CCD 20 forma una unidad óptica 11. La unidad óptica 11 puede ser movida como una sola unidad al alinear el instrumento con el ojo de un paciente 26. El sistema 10 está configurado para enviar haces de luz láser al ojo del sujeto 26. La luz dispersada del ojo 26 es enfocada en el espejo de medición 18 en una posición determinada por el conjunto de espejo de dirección 16. Parte de la luz incidente sobre el espejo 18 pasa a través de un agujero pequeño 38 a una fibra óptica 28 que conduce la luz a un detector fo-tónico 19. El detector 19 puede enviar pulsos al correlacionador 22 para análisis, también se puede hacer correlación en software, sin un correlacionador de hardware especifico o una combinación de software y hardware. Otras porciones de la luz dispersada son dirigidas desde el espejo 18 a la cámara CCD 20 y las imágenes de la región de luz dispersada son enviadas al ordenador 24. El ordenador 24 también puede recibir funciones de correlación y mediciones de intensidad de la luz recibida por el correlacionador y procesar las funciones de correlación y las mediciones de intensidad para realizar pruebas de diagnóstico para determinar la probabilidad de en-fermedades y los tipos de enfermedades del sujeto, y para controlar la redirécción de luz por el conjunto de espejo dirigido 16 para controlar la posición en el ojo 26 desde la que la luz está siendo medida y enviada al correlacionador 22. Aunque no se representa, el sistema 10 incluye una repo-sabarbilla y un reposafrente para ayudar a colocar la cabeza del sujeto de tal manera que el ojo del sujeto 26 se coloque de modo que sea iluminado por la fuente de luz 12, con los ajustes menores de la posición de la fuente de luz y/o el ángulo que sean apropiados.

La fuente de, luz 12 puede estar configurada para proporcionar múltiples haces láser al ojo 26. Por ejemplo, la fuente 12 puede estar configurada para enviar hacia el ojo 26 un haz láser lápiz 20 que dispersará porciones del haz lápiz 30.

El haz lápiz 30 penetrará profundamente en el ojo 26 a lo largo de una linea recta y será dispersado en grados variables por materiales diferentes dentro del ojo 26. La fuente láser 12 también puede estar configurado para proporcionar un haz abanico, o haz hendido, 32 dirigido al ojo 26. El haz abanico 32 es un haz plano muy fino, que también penetrará profundamente en el ojo 26 y será dispersado por varios materiales en grados diferentes. El haz abanico 32 se usa para asistir al operador al alinear el instrumento 11 con el suje-to. Durante la alineación, la iluminación del ojo se cambia del haz lápiz 30 al haz abanico 32 y a -la inversa varias veces por segundo. Durante la medición, solamente el haz lápiz 30 está encendido preferiblemente.

La luz de los haces láser 30, 32 es preferiblemente de una longitud de onda que no es visible o solamente ligeramente visible al paciente de tal manera que el brillo de los haces 30, 32 en el ojo del paciente 26 no moleste al paciente, lo que podría hacer que el paciente se moviese indeseablemente. Preferiblemente, ambos haces 30, 32 tienen longitu-des de onda entre aproximadamente 400-820 nm.

La lente de transferencia 14 está dispuesta con su eje longitudinal perpendicular al haz lápiz 30 y el haz abanico 32 (es decir, la dirección de propagación del haz 30, 32) . El - - ángulo, preferiblemente 90°, entre los haces 30, 32 y el eje de la lente de transferencia 14 ayuda a reducir/minimizar las dimensiones de la región deseada de luz dispersada recibida del ojo 26. La lente de transferencia 14 está configurada, pa-ra enfocar la luz dispersada del ojo 26 sobre el espejo de medición 18. El conjunto de espejo dirigido 16 incluye el espejo 34 y un motor de accionamiento de espejo 36. El espejo 34 está configurado, y el conjunto 16 se coloca, de tal manera que el espejo 34 reciba la luz dispersada enfocada de la lente de transferencia 14 y redirija esta luz en los haces 40, 42, correspondientes a los haces 30, 32, a una imagen enfocada de la región de dispersión en el espejo de medición 18. El espejo 34 está conectado al motor de accionamiento 36 que está configurado para regular el ángulo del espejo 34 en dos ejes según señales de control recibidas del ordenador 24. El motor 36 está configurado para accionar el espejo 34 para dirigir la luz dispersada de la lente de transferencia 14 de tal manera que la luz sea incidente sobre el espejo 18 en una posición deseada relativa (por ejemplo, de tal manera que una porción deseada de la luz dispersada pase a través de un agujero en el espejo 18) .

El espejo de medición 18 está configurado, y dispuesto para reflejar luz del conjunto de espejo dirigido 16 a la cá- mará CCD 20. El espejo 18 refleja luz dispersada del espejo 34 de tal manera que la cámara CCD 20 pueda recibir luz reflejada de los haces 40, 42 para formar imágenes de la luz dispersada del ojo 26. Se puede disponer un agujero 38 en el centro del espejo 18. Este agujero 38 es preferiblemente un agujero diminuto (por ejemplo, de aproximadamente 50 µ?? de diámetro) . El agujero permite que la luz del haz dispersado 40 pase a su través y sea recibida por una fibra óptica 28. La fibra óptica 28 transfiere marcas de las porciones del haz 40 que pasan a través del agujero diminuto 38 al detector 19, que envía marcas electrónicas al correlacionador 22.

El detector 19 está conectado al espejo de medición 18 a través del cable de fibra óptica 28. El detector 19 está configurado para convertir la luz recibida del cable 28 en pulsos electrónicos, y para enviar los pulsos al correlacionador 22.

El correlacionador 22 está configurado para recibir pulsos electrónicos del detector 19 y está configurado para analizar fluctuaciones de la intensidad de la luz recibida a través del agujero diminuto 38 en el tiempo. El correlacionador 22 está configurado para realizar algoritmos de autoco- rrelación usando marcas de las intensidades de la luz recibida para determinar los tamaños de agregados de proteínas en el cristalino del ojo 26. El correlacionador 22 también está conectado al ordenador 24 y configurado para proporcionar información al ordenador 24 acerca del tamaño de los agregados de proteínas en el cristalino del ojo 26.

La cámara CCD 20 está dispuesta y configurada para recibir luz reflejada del espejo de medición 18 de los haces de luz 40, 42. La cámara 20 está configurada para ser enfocada al agujero diminuto 38 y proporcionar una imagen de la luz reflejada que ha sido dispersada por el ojo 26. La cámara 20 está configurada para procesar la luz recibida reflejada al objeto de producir imágenes que representan una sección transversal del cristalino del ojo 26 debido a la luz dispersada del haz abanico 32 y el haz lápiz 30. La cámara 20 también está conectada al ordenador 24 y configurada para proporcionar información al ordenador 24 acerca de las imágenes del ojo 26 para presentación por el ordenador 24.

El ordenador 24 está configurado para recibir información del correlacionador y la cámara 20 y procesar consiguientemente esta información para recoger información deseada y realizar operaciones de diagnóstico. El ordenador 24 puede procesar indicaciones de tipos y tamaño de agregados del correlacionador 22 para determinar indicaciones de enfermedad. El ordenador 24 puede procesar imágenes del ojo 26 procedentes de la cámara 20 y enviar señales de control al conjunto 16 para regular la colocación del espejo 34 para controlar qué porción de la luz dispersada en el haz 40 es incidente sobre el agujero diminuto 38.

Con referencia también a la figura 2, el sistema informático 24 incluye un procesador 82, memoria 84, unidades de disco 86, una pantalla 88, un teclado 90, y un ratón 92. El procesador 82 puede ser una unidad central de proceso (CPU) de un ordenador personal tal como las que fabrica Intel® Corporation. La memoria 84 incluye memoria de acceso aleatorio (RAM) y memoria de lectura solamente (ROM) . Las unidades de disco 86 incluyen una unidad de disco duro y pueden incluir unidades de disco flexible, una unidad de CD-ROM, y/o una unidad zip. La pantalla 88 es un tubo de rayos catódicos (CRT) , aunque son aceptables otras formas de pantallas,, por ejemplo, pantallas de cristal liquido (LCD) incluyendo pantallas TFT. El teclado 90 y el ratón 92 proporcionan mecanismos de entrada de datos al usuario (no representado) . Los componentes 82, 84, 86, 88, 90, y 92 están conectados por un bus 94. El sistema informático 24 puede almacenar, por ejemplo, en · la memoria 84, código de software conteniendo instrucciones legibles por ordenador, ejecutables por ordenador, para controlar el procesador 82 para realizar las funciones des- critas más adelante para formar imágenes y analizar la luz dispersada por el ojo 26.

Con referencia también a. las figuras 3-4, el ordenador 24 está configurado para producir una imagen 50 del ojo 26 a partir de la luz dispersada de los haces 30, 32. Como se ha indicado en la imagen 50, la luz es dispersada con intensidad significativa en una córnea y aparece como un punto brillante 52 en la imagen 50. Cuando el haz lápiz 30 entra más en el ojo 26, la luz no es dispersada de forma significativa por una región de humor vitreo 54 del ojo 26 y asi aparece como una región oscura en la imagen 50. Desplazándose a la izquierda en la imagen 50, la luz es dispersada de forma significativa por una cápsula de cristalino 56 debido a colágenos de tipo IV en la cápsula de cristalino, una región supranu-clear 58, y un núcleo 60 del ojo 26. La dispersión significativa da lugar a las porciones brillantes representadas en la imagen 50 debidas a la mayor inténsidad de la luz dispersada recibida por la cámara 20. Además, la luz reflejada de la córnea produce un punto brillante 53, el punto Purkinje.

La cámara 20 produce aproximadamente 30 imágenes/segundo, pero los expertos en la técnica entienden que también se puede usar otras tasas de tramas. Las funciones de correlación son adquiridas en tramas de tiempo entre aproxi- madamente un milisegundo y un segundo. Típicamente, se obtienen cinco funciones de correlación en cada posición en el ojo 26 con la medición 11 enfocada en un punto dado en el ojo. Los movimientos normales del ojo 26 debidos, por ejemplo, a subidas de presión debidas al latido del corazón del sujeto, así como otros factores, hacen típicamente que el ojo 26 se mueva durante el tiempo usado para obtener información para producir la función de correlación. Tal movimiento puede reducir la efectividad de los datos producidos y por ello la efectividad de la medición tomada, y en consecuencia los resultados del diagnóstico. El sistema 10, y en particular el ordenador 24, está configurado preferiblemente para ayudar a estabilizar la imagen 50 compensando los movimientos del ojo 26.

Al hacer mediciones, se enciende preferiblemente sólo el haz lápiz 30 y el mecanismo de seguimiento está activo. Con referencia a la figura 4, el ordenador 24 puede acomodar el movimiento del ojo 26 debido a varias causas. Por ejemplo, los movimientos sacádicos del ojo, el parpadeo, la pulsación (por ejemplo, debido a latidos del corazón) o los movimientos voluntarios del ojo 26 se pueden acomodar usando el mecanismo de seguimiento de las señales de control por ordenador y el motor 36. El ordenador 24 puede determinar la posición donde el haz láser 30 pasa entre dos regiones conocidas para determinar un punto de referencia para uso al localizar porciones especificas del ojo 26 y para uso al regular el espejo 34 con el fin de recoger datos a través del agujero diminuto 38 para una posición deseada del ojo 26. Por ejemplo, el ordenador 24 puede determinar la posición de una interface de cápsula anterior de cristalino 61 correspondiente a una interface entre la cápsula de cristalino 56 y la región de humor vitreo 54, una interface de cápsula posterior de cristalino 63,. una interface aire-córnea 65, una interface de córnea-región acuosa 67, una interface de vitreo humor-retina, etc. Para la interface 61-, el ordenador 24 puede determinar la posición donde el haz láser 30 pasa de la región de humor acuoso 54 a la cápsula anterior de cristalino 56 determinando dónde la intensidad dispersada se eleva bruscamente después de mover la córnea 52 de derecha a izquierda en la imagen 50. Cualquiera de las interfaces antes mencionadas puede ser usada como un punto de referencia para mediciones, aplicación y seguimiento .

El ordenador 24 pone un marcador, por ejemplo, una "X" 55, en la posición del punto de referencia, cerca de la interface de cápsula anterior de cristalino 61, en la imagen capturada 50 para permitir la futura confirmación visual de uria operación de seguimiento apropiada. Un punto de captación 66 correspondiente al agujero diminuto 38 permanece en la misma dirección de pixel en la imagen 50. En una pantalla de establecimiento se pone un punto de captación deseado 64 en el ojo 26 que será un número especificado de pixels medidos de la cápsula de cristalino 56. Conociendo la posición de pixel de la cápsula de cristalino 56, el punto de captación deseado 64, y el punto de captación real 66, el ordenador 24 puede calcular el error presente entre el punto de captación deseado 64 y el punto de captación real 66 y mover el espejo 34 para compensar esta diferencia. Esta operación se realiza 30 veces por segundo (por ejemplo) para mantener el punto de captación real 66 en la posición deseada 64 en el ojo 26. El ordenador 24 puede determinar de esta manera la posición presente de la cápsula de cristalino 56. El ordenador 24 puede determinar la distancia en pixels desde la posición presente de la cápsula de cristalino 56 a una posición deseada de la cápsula de cristalino 56 en la imagen 50. La distancia determinada es una distancia horizontal (por ejemplo) desde la posición presente del ojo 26 y su posición deseada con relación al campo de visión de la cámara 20 y por ello la imagen 50. El ordenador 24 puede enviar señales de control al conjunto 16 para hacer que el motor 36 mueva el espejo 34 de tal mane- ra que la posición horizontal real del ojo 26 en la imagen 50 sea la posición horizontal deseada del ojo 26 en la imagen 50. El ordenador 24 sigue haciendo estos ajustes durante las mediciones del ojo 26. El ordenador 24 también puede determinar la distancia vertical relativa entre la posición presente del ojo 26 y su posición deseada y enviar señales de control al motor 36 para hacer que el motor 36 regule el espejo 34 para compensar el movimiento vertical del ojo 26. El ordenador 24 puede analizar la información obtenida en el tiempo y determinar qué información deberá ser desechada debido a movimiento o parpadeo del ojo 26. El ordenador 24 puede retener información no adulterada por el movimiento o parpadeo del ojo (o cuyo movimiento fue compensado suficientemente) y desechar información adulterada por el movimiento o parpadeo del ojo (y cuyo movimiento no fue compensado adecuadamente) .

Como parte del procedimiento de alineación inicial, el ordenador 24 también puede estar configurado para superponer una elipse 68 en la imagen 50 con ambos haces láser 30, 32 encendidos. La elipse 68 está preferiblemente dimensionada y dispuesta para alinearse con la pupila 70 del ojo 26. La elipse 68 puede ser dimensionada manualmente por un usuario del ordenador 24 usando, por ejemplo, el teclado 90 o el ratón 92. El usuario puede usar la imagen 50 para seleccionar bordes entre las varias regiones del cristalino (corteza 57, supra núcleo 58, núcleo 60) y recoger datos dentro de cada región. El usuario puede optar por insertar o superimponer la elipse 68 y mover la imagen 50 del ojo 26 moviendo la unidad óptica 11 con respecto al sujeto. Cuando la unidad óptica 11 se coloca de modo que la elipse 68 coincida con la pupila 70 del ojo 26 y el sujeto se fije en un objetivo (no representado) , el haz láser 30 pasa a través de un único recorrido en el cristalino del ojo 26 y se pueden hacer mediciones en una posición que es reproducible de una sesión de medición a otra. El usuario puede dimensionar la elipse 68, por ejemplo, seleccionando la elipse 68 y arrastrando un cursor para regular el tamaño en cualquier eje de la elipse 68. Usando este procedimiento de alineación, el mismo sujeto puede ser anali-zado antes y después de varios procedimientos, tal como operaciones en el ojo 26 o administración de medicaciones, para evaluar el éxito de los procedimientos realizados o las medicaciones administradas al sujeto.

El ordenador 24 también puede estar configurado para se-parar la imagen del ojo 50 en regiones. Como se representa en la figura 3, el ordenador 24 puede analizar la intensidad de la imagen 50 y separar la imagen 50 en las regiones de la corteza 57, el supranúcleo 58, y el núcleo 60 del ojo 26. El ordenador 24 puede usar la segmentación de la imagen del ojo 50 para controlar el conjunto 16 con el fin de determinar la posición de la región de medición 64. Por ejemplo, el ordenador 24 puede elegir específicamente medir la intensidad de la luz dispersada de las regiones' del supranúcleo 58 o núcleo 60. En particular, el ordenador 24 puede hacer que se tomen mediciones usando la región de medición 64, por ejemplo, a cuatro profundidades diferentes dentro del ojo 26 con relación a la córnea 52.

El sistema 10 puede ser usado para realizar tanto exploración de luz cuasielástica (QLS) como otras formas de exploración en una sola plataforma/dispositivo. Por ejemplo, se puede introducir un agente de formación de imágenes que se una o adhiera a tipos específicos de elementos, por ejemplo, agregados indicativos de enfermedad, y reaccione a la luz en una forma que pueda ser detectada claramente. Preferiblemente, el agente de formación de imágenes está configurado para fluorescer en respuesta a luz, en cuyo caso la exploración se denomina exploración de ligandos fluorescentes (FLS). El agente de formación de imágenes puede ser introducido en el ojo de varias formas, por ejemplo, a través de colirios, cremas, lociones, bálsamos, sistémicamente, etc. La fuente de luz 12 tiene las propiedades de longitud de onda y polariza- - - ción apropiadas para el agente especifico de formación de imágenes. Por ejemplo, si el agente de formación de imágenes es un fluoróforo, entonces la longitud de onda se sintoniza preferiblemente al pico del espectro de absorción del agente. La fuente de luz 12 puede ser sintonizada a la longitud de onda de luz a la que el agente de formación de imágenes reaccionará y la porción de imagen resultante que pase a través del agujero diminuto 38 puede ser analizada por el ordenador 24 de tal manera que se pueda determinar la presencia y cantidad de agregados. El agente de formación de imágenes puede tomar varias formas tales como un cromóforo (que sea colori-métrico, en el espectro de luz visible) , un fluoróforo (por ejemplo, una sonda fluorescente) que fluoresca en respuesta a luz, u otro material que reaccione de forma clara y detecta-ble a luz visible o no visible (por ejemplo, infrarroja) . Una reacción distintiva no tiene que ser única, pero es tal que difiera (por ejemplo, en longitud de onda y/o grado de reacción) de la reacción, si la hay, de materiales en la región de interés distintos del agente de formación de imágenes. Los agentes fluorescentes de formación de imágenes fluorescen preferiblemente a longitudes de onda de luz diferentes de los materiales presentes en el ojo 26 y/o en cantidades más grandes (en la longitud de onda fluorescente) que los materiales presentes en el ojo 26. Se explican fluoroforos ejemplares en la Patente de Eatados Unidos número 6.849.249 (aquí incorporada por referencia en su totalidad) , e incluyen Crisamina o compuestos derivados de Crisamina tales como { (trans, trans) , -l-bromo-2, 5-bis- (3-hidroxicarbonil-4-hidroxi) esti-rilbenceno (BSB) } . El sistema 10 también puede usar la misma cámara 20 para mediciones QLS y FLS. El sistema 10 puede realizar seccionamiento óptico con FLS y el haz hendido 32 para facilitar el mapeado del ojo 26 (por ejemplo, seccionamiento del ojo 26) . La luz dispersada de los dos haces 30, 32 puede ser corregistrada en la imagen 50 como se representa. Además, el ordenador 24 puede usar mediciones FLS para confirmar mediciones QLS y/o puede usar mediciones QLS para confirmar mediciones FLS y conclusiones de diagnóstico.

Asi, el sistema 10 puede ser usado a efectos de diagnóstico contactando un tejido ocular de un mamífero, por ejemplo, un sujeto humano, con un compuesto etiquetado detectable que se una a una proteína amiloide o agregado de proteínas preamiloides . El compuesto se une preferentemente a proteínas amiloides en comparación con otras proteínas conteniendo láminas ß plegadas. Preferiblemente, el compuesto etiquetado detectable contiene una sonda fluorescente. Por ejemplo, la sonda fluorescente o fluoróforo es una Crisamina o compuesto derivado de Crisamina tal como { (trans, trans ) , -l-bromo-2 , 5-bis- ( 3-hidroxicarbonil-4-hidroxi ) estirilbenceno (BSB) ) . La Crisamina G y sus derivados son conocidos en la técnica (por ejemplo, las Patentes de Estados Unidos números 6.133.259; 6.168.776; 6.114.175). Estos compuestos se unen a péptidos AP, pero no son fluorescentes. Los métodos de diagnóstico utilizan un derivado de Crisamina G de unión amiloide fluorescente altamente lipófilo para detectar péptidos ?ß en el ojo. También se puede usar sondas fluorescentes1 lipófilas biodisponibles . Tales fluoróforos y sondas se pueden obtener en el mercado, por ejemplo, de Molecular Probes, Inc. Eugene, OR. Algunos colorantes, por ejemplo, X-34 o {(trans, trans), -l-bromo-2 , 5-bis- ( 3-hidroxicarbonil-4-hidroxi ) estirilbenceno (BSB)} (Styren y colaboradores, 2000, J. Histochem. 48:1223-1232; Link y colaboradores, 2001, Neurobiol. Aging 22:217-226; y Skrovonsky y colaboradores, 2000, Proc. Nati., Acad. Sci. U.S. A. 97:7609-7614) han sido usados para analizar tejido del cerebro (pero no tejido del ojo). Estas sondas emiten luz en el rango azul-verde, de modo que el nivel de fluores-cencía, que es diagnósticamente relevante, exceda de la cantidad de autofluorescencia del cristalino humano en el rango azul-verde. Otros compuestos útiles incluyen un agente metoxi detectable tal como Me-X04 (1.4-bis ( 4 ' -hidroxiestiril ) -2- metoxibenceno) . Otros agentes metoxi incluyen, por ejemplo, Crisamina o compuesto derivado de Crisamina tal como { (trans, trans) , -l-bromo-2, 5-bis- (3-hidroxicarbonil-4-hidroxi) estirilbenceno (BSB) ) . Tales compuestos se describen en ¦ Mathis y colaboradores, Curr. Pharm. Des., vol. 10 ( 13) : 1469-93 (2004); las Patentes de Estados Unidos números 6.417.178; 6.168.776; 6.133.259; y 6.114.175, que se incorporan por ello por referencia en su totalidad. También se puede usar sondas amiloidofilicas no especificas tales como tiofla-vina T, tioflavina S o colorante rojo Congo.

El sistema 10, en particular, el ordenador 24, puede proporcionar fotodocumentación de los resultados medidos. El ordenador 24 puede proporcionar, para cada número FLS obtenido, una indicación de qué lugar de la imagen 50 procedía la luz que se analizó para determinar el número FLS. De esta manera, el ordenador 24 puede documentar la región de la que procedían varias indicaciones FLS. El número FLS y la región de interés correspondiente pueden ser usados entonces para determinar si el número FLS corresponde a una enfermedad concreta u otra causa. Las indicaciones o números FLS que indican agregados en una región del ojo 26 pueden ser indicativos de enfermedad u otra anomalía, mientras que el mismo número FLS en una región diferente del ojo 26 puede ser inocuo. Por lo tanto, el ordenador 24 asocia preferiblemente números FLS medidos .con regiones correspondientes dentro del ojo 26 de las que se tomaron las mediciones para llegar al número FLS.

El ordenador 24 también puede estar configurado para analizar diferentes porciones del ojo 26 para determinar distancias entre picos de intensidad en la imagen 50. Por ejemplo, los picos de intensidad pueden ser usados para determinar la profundidad del ojo 26, por ejemplo, para uso al seleccionar un implante intraocular, por ejemplo, el tamaño de una lente intraocular artificial (LIO) para implante en el ojo del sujeto 26. Asi, el sistema 10 puede ser usado para determinar de manera no invasiva el implante intraocular apropiado a usar. El sistema 10 también se puede usar para determinar la profundidad de los grosores de la cámara anterior, córnea y cristalino, etc..

Con referencia a la figura 5, con referencia adicional a las figuras 1-3, un proceso 110 para medir y analizar objetos en el ojo del sujeto 26 usando el sistema 10 incluye las etapas representadas. El proceso 110 puede ser usado para realizar FLS y/o QLS usando el sistema 10. El proceso 110, sin embargo, es ejemplar solamente y no limitativo. El proceso 110 puede ser modificado, por ejemplo, añadiendo, quitando o re-disponiendo etapas.

En la etapa 112, la fuente láser 12 envía los haces láser 30, 32 al ojo del sujeto 26. El haz 32 proporciona un plano de luz láser infrarroja de tal manera que se pueda representar una sección transversal del ojo 26. El haz abanico 32 permitirá formar la imagen en sección transversal 50 mientras que el haz lápiz 30 proporciona luz enfocada para analizar características distintivas, tales como agregados, en diferentes regiones del ojo.

En la etapa 114 se representa la luz dispersada por el ojo 26 de los haces láser 30, 32. La luz dispersada por el ojo 26 es recogida preferiblemente a 90° con relación a las direcciones de propagación del haz incidente. La luz dispersada por el ojo 26 es enfocada por la lente 14 en el espejo de medición 18. El espejo de medición 18 refleja la luz dispersada a la cámara 20 que procesa la luz recibida para formar la imagen en sección transversal 50 del ojo 26. La imagen en sección transversal 50 es una sección transversal del ojo 26 con una superposición de la luz dispersada debido al haz 30. La imagen en sección transversal 50 es preferiblemente de un segmento anterior del ojo 26, incluyendo la córnea, el cristalino y parte del núcleo del ojo 26. La información de imagen es suministrada por la cámara 20 al ordenador 24 para presentación en el monitor del ordenador 88.

En. la etapa 116, se coloca la elipse 68 sobre la imagen 50 del ojo 26. La unidad óptica 11 puede ser colocada y la elipse 68 puede ser dimensionada manualmente por el usuario del instrumento 10. Por ejemplo, la elipse 68 se dimensiona y la unidad óptica 11 se mueve de modo que la elipse corresponda a la pupila del ojo 26. La elipse 68 puede ser colocada repetidas veces en el ojo 26 de tal manera que el proceso 110 pueda ser repetido en tiempos diferentes en el mismo ojo 26 y permitirá la medición consistente del ojo 26 de tal manera que la medición se pueda tomar con confianza con respecto a la misma región en el ojo 26 al objeto de comparar cambios en el ojo 26 con el tiempo.

En la etapa 118 se identifican varias regiones dentro del ojo 26. Esto lo puede hacer manualmente el usuario del ordenador 24 manipulando dispositivos de entrada, tales como el teclado 90 y/o el ratón 92, o automáticamente el ordenador 24. Si se hace automáticamente, el ordenador 24 analiza la configuración de intensidad de la imagen 50 e identifica varias regiones del ojo 26 dadas las propiedades conocidas de las distribuciones de intensidad de las imágenes del ojo. El ordenador 24 identifica la córnea 52 mediante movimiento a lo largo de la dirección de propagación del haz 30 y hallando una región grande de alta intensidad- en la imagen 50, e iden- tifica la cápsula de cristalino 56 mediante movimiento hacia la porción interior ' del ojo 26 en la imagen 50 y hallando la posición siguiente donde la intensidad de imagen es significativa después de una región grande de intensidad baja. El ordenador 24 también secciona la imagen 50 identificando las regiones de la corteza 57, el supranúcleo 58 y el núcleo 60 analizando niveles de intensidad absolutos y/o relativos dispersados por el haz 32 a lo largo de la linea 62. El ordenador 24 guarda indicaciones de las distancias entre la córnea 56 y las varias regiones dentro del ojo 26, por ejemplo, como indicaciones de números de pixels entre los varios objetos y regiones del ojo 26.

En la etapa 120 la luz dispersada del haz 30 es dirigida al agujero diminuto 38 en el espejo de medición 18 para medir regiones deseadas del ojo 26. El ordenador 24 envia señales de control al motor 36 para mover y dirigir el espejo 34 para dirigir luz dispersada del haz 30 desde una región deseada del ojo 26 al agujero diminuto 38. El ordenador 24 determina la región deseada del ojo 26 de la que se desea tomar medi-ciones. El ordenador 24 envia las señales de control al motor 36 para dirigir el espejo 34 'en dos ejes de tal manera que la región de medición 66, correspondiente al agujero diminuto 38, se coloque en la región deseada de medición 64. El orde- nador 24 puede poner la región de medición 64 en un conjunto de regiones deseadas dentro del ojo 26, por ejemplo, un conjunto de cuatro regiones correspondientes a diferentes regiones del ojo, tales como la corteza, dos mediciones dentro del supranúcleo, y una medición dentro del núcleo. Se pueden usar otras cantidades de mediciones y/o regiones o distribuciones de mediciones dentro de las regiones. Además, el ordenador 24 puede poner la región de medición 64 dentro de una región concreta o en una posición concreta para medir características del ojo 26 en una posición concreta dentro del ojo 26, por ejemplo, para diagnosticar anomalías concretas. Por ejemplo, la región de medición 64 se puede colocar en el supranúcleo 58 al objeto de investigar agregados correspondientes a enfermedad de Alzheimer, otras enfermedades neurodegenerativas, TSEs, etc. La luz dispersada recibida de la región de medición correspondiente al agujero diminuto 38 es recogida y transmitida a través del cable de fibra óptica 28 al detector 19 y la señal detectada es enviada al correlacionador 22. El correlacionador 22 calcula funciones de correlación para analizar la intensidad de luz recibida en el tiempo y proporciona indicaciones de este análisis al ordenador 24, por ejemplo, para determinación de anomalías dentro del ojo 26.

En la etapa 122, realizada durante la etapa 120, el sis- tema 10 acomoda el movimiento' del ojo 26. El ordenador 24 analiza la imagen 50 para determinar la posición de una porción especifica del ojo 26, por ejemplo, la cápsula de cristalino con relación a una posición deseada de la cápsula de cristalino 56 y envía señales de control al motor 36 para regular el ángulo del espejo 34 para acomodar el movimiento del ojo 26. Así, el sistema 10 puede proporcionar una imagen relativamente estable del ojo 26 y puede tomar mediciones de una posición relativamente estable dentro del ojo 26 de tal manera que la intensidad de luz medida refleje exactamente la existencia o inexistencia de agregados y el tipo de agregados dentro de la posición comprobada deseada del ojo 26.

En la etapa 124, el ordenador 24 analiza los resultados medidos del correlacionador 22 a efectos de diagnóstico. El ordenador 24 analiza los datos del correlacionador 22 en unión con el conocimiento de la posición de las regiones medidas 64 dentro del ojo 26. Usando esta información, el ordenador 24 puede determinar la existencia y el tipo de agregado u otros objetos dentro del ojo 26 y proporcionar indicaciones, por ejemplo, a través de la pantalla del ordenador 88, a un usuario de la existencia, inexistencia, y/o tipo de objeto dentro del ojo 26.

Con referencia a la figura 6, con referencia adicional a las figuras 1-3, un proceso 150 para realizar FLS en el ojo del sujeto 26 incluye las etapas representadas. El proceso 150, sin embargo, es ejemplar solamente y no limitativo. El proceso 150 puede ser modificado, por ejemplo, añadiendo, quitando o redisponiendo etapas. Por ejemplo, la etapa 152 se puede quitar y la etapa 156 se puede modificar para eliminar la comparación de la intensidad medida con la intensidad medida previamente. Además, aunque la medición de fluorescencia en respuesta a luz se explica a continuación, el proceso 150 podría ser modificado para usar otras formas de energía y/o medir otras características, como se ha explicado anteriormente .

. En la etapa 152, se ilumina el ojo 26 y se mide la fluorescencia. El ojo 26 es iluminado con una fuente de luz y se mide y registra la fluorescencia emitida por el ojo 26 en respuesta a la iluminación. Las magnitudes de la fluorescencia emitida y las posiciones de estas magnitudes son correlacionadas y registradas.

En la etapa 154 se introduce un agente de formación de imágenes en el ojo 26. El agente de formación de imágenes está configurado para unirse a materiales/objetos de interés que puedan estar presentes en el ojo 26 y está configurado para fluorescer en respuesta a luz de la fuente. El agente de formación de imágenes puede ser introducido de varias formas, por ejemplo, mediante gotas aplicadas al ojo 26, por vía intravenosa, etc.

En la etapa 156, el ojo 26 es iluminado con luz de la fuente y se mide la fluorescencia del ojo 26. Las magnitudes y posiciones de intensidad son correlacionadas y almacenadas y comparadas con magnitudes registradas en la etapa 152, comparándose las magnitudes medidas de posiciones similares en las etapas 152 y 156. La comparación incluye analizar diferencias en las magnitudes y determinar la presencia del material/objeto de interés, y la cantidad del material/objeto si de hecho está presente en el ojo 26. Las conclusiones pueden ser determinadas considerando las implicaciones de la presencia y/o cantidad del material/objeto de interés, tal como un estado médico del sujeto, tal como la existencia y/o etapa de una enfermedad, tal como enfermedad de Alzheimer.

Algunas realizaciones del sistema 10 pueden integrar tecnologías QLS y FLS para permitir mediciones cuantitativas no invasivas de materiales biológicos predeterminados (por ejemplo, una o varias proteínas) en el ojo, para examinar y medir depósitos en zonas específicas del cristalino para la detección precoz de enfermedades (por ejemplo, enfermedad de Alzheimer) . Por ejemplo, el sistema puede ser usado para fa- cilitar el diagnóstico (por ejemplo, screening) de la enfermedad de Alzheimer cuantificando agregados ß-amiloides en la región de supranucleo del cristalino. Para ello, QLS proporciona una medición cuantitativa de la cantidad relativa de un material y/u objeto en el ojo, y FLS proporciona una identificación visual de los lugares en que dicho material y/u objeto está situado en el ojo.

Según algunas realizaciones, se pueden tomar mediciones QLS y FLS de la misma región anatómica del ojo. Seleccionando un punto de referencia en la vista de la imagen en sección transversal, se puede colocar un galvanómetro (por ejemplo, por software) para el láser de 780 nm y se puede colocar un motor paso a paso para el láser de 405 nm para recoger datos en una posición anatómica especificada por el operador. La posición puede ser definida como una zona de 200 mieras que rodea el punto de referencia seleccionado.

Con referencia a la figura 7, con referencia adicional a las figuras 8-10, un proceso 151 para medir y analizar objetos en el ojo del sujeto 26 usando el sistema 10 incluye las etapas representadas. El proceso 151 se realiza usando tecnologías QLS y FLS con el sistema 10. El proceso 151, sin embargo, es ejemplar solamente y no limitativo. El proceso 151 puede ser modificado, por ejemplo, añadiendo, quitando o re- - - disponiendo pasos.

En la etapa 153, un operador puede seleccionar una región anatómica (por ejemplo, usando el teclado 90 o el ratón 92 para clicar en la imagen en sección transversal) del ojo 26 a medir desde vistas frontal y/o en sección transversal presentadas en una pantalla de visualización, como se representa en la figura 9. Se puede designar la región anatómica. En la etapa 155 comienza la recogida de datos y el análisis de las mediciones. La posición de la región anatómica puede ser registrada (por ejemplo, mediante procesado de software) para marcar (por ejemplo, superponiendo la marca) en todas las imágenes en sección transversal en la posición anatómica seleccionada. Para imágenes en vista frontal, se puede superponer un circulo (por ejemplo, mediante control de software) que sea de un tamaño similar a la pupila en el centro de la imagen. Algunas realizaciones del sistema pueden recoger 60 ms de datos para al menos una de QLS y FLS durante cada ciclo de medición, como s"e representa en la figura 8. Se pueden tomar automáticamente hasta diez mediciones en sucesión rápida sin realinear los sujetos. Esto permite la recogida de varios conjuntos de datos sin requerir la re-verificación de un sujeto en el caso de que uno o más conjuntos de datos estén contaminados debido a movimiento del sujeto. La selección de pruebas aceptables puede ser realizada manualmente por el operador antes de la aceptación del conjunto de datos o automáticamente por un ordenador.

En la etapa 157, el sistema 10 proporciona un informe de los resultados de la medición QLS y FLS. Con referencia a la figura 10, algunas realizaciones pueden incluir software que proporcione una serie de informes en pantalla y/o imprimibles de cada medición para revisión por parte del operador. Los informes pueden incluir uno o varios parámetros de prueba, las imágenes asociadas con cada medición para definir y caracterizar la posición de recogida de datos, la intensidad QLS media (ID-QLS) y la intensidad FLS media (ID-FLS ) para cada conjunto de datos, funciones de autocorrelación dispuestas en forma gráfica para QLS y FLS para evaluar la aceptación o rechazo del conjunto de datos y parámetros de ajuste de curva en base a un ajuste exponencial en los datos de autocorrelación, que, en algunas realizaciones, pueden no ser usados en el análisis de datos.

Con respecto a QLS, las mediciones de intensidades de luz se pueden tomar recogiendo intensidades de luz de fotones del detector 19 en pequeños incrementos de tiempo, por ejemplo, de 60 ms o menos. Recogiendo intensidades de luz del detector 19 en pequeños intervalos de tiempo, es posible calcu- lar (por ejemplo, usando software) una función de autocorre-lación de la intensidad en el tiempo. La función de autoco-rrelación puede ser usada entonces para calcular el tamaño relativo de las partículas presentes en una matriz de fluido. En algunas realizaciones, la función de autocorrelación puede ser usada para evaluar la calidad de una medición QLS dado que la función de autocorrelación es sensible a artefactos de medición, tales como el movimiento del sujeto.

La intensidad media en el tiempo de medición en recuentos por segundo puede ser reportada (por ejemplo, mediante software) . En algunas realizaciones, estas mediciones pueden ser analizadas por separado en formato de hoja de cálculo. En algunas realizaciones, la medición QLS primaria para análisis es la intensidad media (ID-QLS)/ en fotones por segundo, de una longitud de onda de luz capturada por el detector 19 colocado a un cierto ángulo a una fuente de iluminación (por ejemplo, fuente de luz 12) . La longitud de onda de luz puede ser, por ejemplo, 785 nm y el ángulo de incidencia del detector 19 puede ser 90 grados a la línea de propagación de la fuente de iluminación. Se pueden tomar mediciones en ambas regiones su-pranuclear y nuclear del cristalino, del ojo 26. La región nuclear del cristalino no expresa ß-amiloide y así actúa como una medición de control interna. Una medición para análisis estadístico es la relación (QLSNOrm) entre la intensidad media (ID-QLS-SN) de luz dispersada en la región de supranúcleo del ojo y la intensidad media (ID-QLS-N) de luz dispersada en la región de núcleo del ojo: En algunas realizaciones, el valor de QLSNOrm se puede correlacionar directamente con el estado de la enfermedad y como tal' aumentará con el estado clínico creciente de la enfermedad (es decir, mayor cantidad de agregación de material y/u objeto en el ojo) . Es decir, si las intensidades de luz dispersada aumentan en el tiempo, se puede hacer un diagnóstico potencial, que permita al personal clínico y/o médico hacer el seguimiento del progreso de enfermedad en un paciente midiendo niveles de intensidad de luz dispersada reflejada por el ojo. Además, los aumentos de la intensidad de luz dispersada también pueden permitir al personal clínico, médico y/o investigador supervisar la eficacia de medicamentos para una enfermedad en entornos de ensayo clínico.

Con respecto a FLS, sé pueden tomar mediciones recogiendo recuentos de fotones en un pico de emisión fluorescente y excluyendo otras longitudes de onda, por ejemplo, mediante filtración de paso de banda. Compuestos ejemplares para unión a proteínas ß-amiloides incluyen, sin limitación, Metoxi-X04 y Metoxi X-34, que tienen espectros de absorción máximos de 480-520 nm. Recogiendo intensidades de luz de un detector 19 a pequeños intervalos de tiempo, el sistema 10 es capaz de calcular una función de autocorrelación de la intensidad de fluorescencia en el tiempo.

La intensidad de fluorescencia media en el tiempo de medición en recuentos por segundo puede ser reportada por presentación visual o impresión. Las mediciones también pueden ser analizadas por separado en formato de hoja de cálculo. En algunas realizaciones, la medición FLS primaria para análisis es la intensidad media (ID-FLS), en fotones por segundo, de una longitud de onda de luz capturada por el detector 19 alineado confocalmente al enfoque de la fuente de iluminación FLS (por ejemplo, fuente de luz 12) . La longitud de onda de luz puede ser, por ejemplo, 480-520 nm. Se pueden tomar mediciones en ambas regiones supranuclear y nuclear del cristalino del ojo 26. La región nuclear de la lente no expresa ß-amiloide y así actúa como una medición de control interna. Una medición para análisis estadístico puede así ser la relación (FLSNorm) entre, la intensidad de fluorescencia media (ID-FLS-SN) de la región de supranúcleo del ojo e intensidad de fluorescencia media (ID_ FLS-N) de la región de núcleo del ojo: FLS 'D-FLS-SN 1 D-FLS-N En algunas realizaciones, el valor de FLSNorm se puede correlacionar directamente con el estado de la enfermedad y como tal aumentará con el estado clínico creciente de la enfermedad (es decir, mayores cantidades de agregación de material y/u objeto en el ojo) . En otros términos, si aumenta la fluorescencia en el tiempo, se puede hacer un diagnóstico potencial, que permita al personal clínico y/o médico hacer el seguimiento del progreso de la enfermedad en un paciente midiendo los niveles de fluorescencia. Además, los aumentos de fluorescencia también pueden permitir al personal clínico, médico y/o- investigador supervisar la eficacia de medicamentos para una enfermedad en entornos de ensayo clínico.

Realizaciones adicionales pueden incluir determinar la diferencia entre la intensidad de fluorescencia medida antes de la administración de un agente de formación de imágenes (por ejemplo, ligando) al ojo 26. Más específicamente, el ojo 26 puede ser iluminado primero con una fuente de luz y se puede medir y registrar la magnitud de intensidad (iBaseiine) de la fluorescencia emitida por el ojo 26 en respuesta a la iluminación. Se puede introducir en el ojo 26 un agente de formación de imágenes configurado para unión a materiales y/u objetos de interés que puedan estar presentes en el ojo 2 6 y configurado para fluorescer en respuesta a la iluminación. Una posición del ojo en la que se puede introducir el agente de formación de imágenes es la región de supranúcleo del cristalino del ojo 2 6 . Cuando el ojo 2 6 es iluminado con una fuente de luz, se puede medir y registrar una magnitud de intensidad ( I imaging Agent) de la fluorescencia emitida del ojo 2 6 en respuesta a la iluminación. En algunas realizaciones, una medición para análisis estadístico puede así ser la diferencia (IDIFF) entre estas dos intensidades: I = Ilmaging Agent " iBaselinc En algunas realizaciones, I imaging Agent puede ser la medición o magnitud de intensidad de la fluorescencia emitida por el ojo 2 6 dentro de 2 4 horas después del lavado de agente unido. Además, en algunas realizaciones, la medición puede tener lugar en la región de supranúcleo del cristalino del ojo .

Algunas realizaciones pueden incluir mediciones adicionales para evaluar la exactitud y utilidad de las mediciones QLS y FLS como mediciones de material biológico, por ejemplo, ß-amiloide, acumulado en el ojo. Una realización puede ser una medición combinada para unir ambas mediciones ' QLS y FLS en una métrica combinada. Este análisis puede ser empleado para eliminar la posibilidad de resultados positivos o contradictorios falsos. Esto en vista de la posibilidad de que QLS pueda proporcionar una métrica más sensible del progreso de la enfermedad (pero no del tipo de enfermedad) y de que FLS pueda proporcionar una medición sensible de la presencia o ausencia de ß-amiloide (un marcador selectivo de la enfermedad de Alzheimer) . La medición combinada Nx puede ser calculada como el producto de QLSNOrn y FLSNOrm: N,=QLSNormxFLSNorm Además, se puede emplear algoritmos de correlación lineal y multi-tau en algunas realizaciones para representar datos de intensidad a través de un periodo especificado de tiempo para que el operador interprete la "calidad" de la medición. Estudios clínicos previos de QLS han hallado que la función de correlación es una medición sensible del artefacto de movimiento durante la recogida de datos. Se puede ajustar una curva en regiones "rápida" y "lenta" seleccionables por el usuario de la función de correlación en base a la ecuación y(t) = Ie"kt (por ejemplo, usando software), donde I es la intensidad media (amplitud), k es la constante de tiempo de decadencia (gamma) . Este análisis puede ser útil en la determinación del estado de la enfermedad.

Además, en algunas realizaciones, cada medición puede constar de hasta 10 grupos de mediciones QLS y FLS de 60 ms (un total de 120 ms en medición por grupo) . Cada grupo de mediciones puede estar separado por una adquisición de imagen de 30 ms para definir la posición de medición. La combinación de imágenes y mediciones puede definir cada prueba. Las pruebas, incluyendo valores medios, funciones de autocorrelación e imágenes, pueden ser reportadas y evaluadas por el operador. Una medición puede ser anticipada para obtener al menos cinco mediciones aceptables a incluir en el conjunto de datos .

En algunas realizaciones, las mediciones del transcurso de tiempo para el estudio piloto inicial pueden ser reportadas como un gráfico de dispersión X-Y con tiempo en el eje X y cada intensidad media en el eje Y. Además, se reportará la desviación media y estándar para cada sujeto, y grupos en cada punto del tiempo. El tiempo óptimo para medición después de la aplicación de un agente de formación de imágenes puede ser elegido como el tiempo que proporcione la mayor separación en FLSNorm y Nx entre grupos normales y enfermos. Este tiempo puede ser usado en estudios posteriores para estandarizar métodos de prueba. . · En algunas realizaciones, cada sujeto puede ser sometido a prueba con QLS y FLS sin un agente de formación de imáge- nes. Estos datos pueden proporcionar un control para comparación con mediciones QLS después de la aplicación del agente. Una hipótesis es que el agente no pueda efectuar mediciones QLS que deberán seguir siendo consistentes durante todo el transcurso de tiempo de las mediciones para cada sujeto, independientemente del estado del agente de formación de imágenes. Los valores medios de QLSNorm dentro y entre sujetos pueden ser evaluados usando pruebas no paramétricas de rango firmado para evaluar en estos datos diferencias entre QLS medidas con y sin agente de formación de imágenes.

El sistema 10 tiene amplia aplicabilidad para diferentes fines de diagnóstico. Por ejemplo, el sistema 10 puede ser usado como se ha descrito anteriormente para determinar agregados para diagnosticar varios tipos de enfermedades u otros tipos de anomalías dentro de un sujeto.

El sistema 10 también se puede usar para determinar la profundidad del ojo de un paciente para uso al seleccionar el tamaño de un implante infraocular, por ejemplo, una lente infraocular artificial, a introducir en el ojo del sujeto.

Además, el sistema 10 también se puede usar para realizar FLS y/o QLS sin usar anestesia. El uso de anestesia en animales inhibe la capacidad de realizar QLS debido a la des-hidratación del ojo en animales no humanos bajo anestesia. El sistema 10, sin embargo, puede realizar QLS sin la anestesia, mejorando asi la calidad de mediciones y los resultados de diagnóstico de tales mediciones.

En algunas realizaciones se puede usar una fuente de luz distinta de la fuente láser 12. Por ejemplo, la fuente de luz puede ser una fuente de luz de espectro amplio que sea esencialmente omnidireccional (por ejemplo, una bombilla), y/o que pueda proporcionar un haz abanico, y/o que pueda proporcionar un haz lápiz. Se puede usar una o más fuentes de luz para proporcionar un tipo de direccionalidad, o combinaciones de diferentes direccionalidades . Además, se puede usar una o varias fuentes de energía que proporcionen energía fuera del espectro de luz en combinación con un agente de formación de imágenes que responda a energía fuera del espectro de luz. Por ejemplo, se podría usar un agente de formación de imágenes que respondiese a microondas, energía de radio frecuencia, un campo magnético, etc. También se pueden usar múltiples fuentes de energía que proporcionen colectivamente, o una sola fuente de energía que proporcione, energía, tanto energía de luz como no de luz, en combinación con uno o varios agentes de formación de imágenes que respondan a las formas de energía apropiadas. Aunque el uso de estas técnicas puede no dar lugar a que los agentes de formación de imágenes fluorescan, estas técnicas pueden ser consideradas como parte de FLS.

La figura 11 ilustra un sistema de iluminación y formación de imágenes Scheimpflug 160 según algunas realizaciones de la invención, que puede incluir uno o más de lo siguiente (y preferiblemente todo) : una fuente de luz 162, un sistema de exploración óptica 164, un par de lentes de campo plano 166 y 170, un divisor de haz dicroico 172, un par de espejos con una hendidura 174 y 176, un par- de detectores 178 y 180, un par de cámaras CCD 182 y 184, un autocorrelacionador 186, un ordenador y monitor 188, y un oftalmoscopio 190. El sistema de iluminación y formación de imágenes Scheimpflug 160 puede ser movido como una sola unidad que alinee el sistema al ojo del paciente con el oftalmoscopio 190. El sistema 160 está configurado para enviar haces de luz láser al ojo de un paciente 168, en el que la luz dispersada del ojo 168 es enfocada en los espejos con una hendidura en cada espejo 174, 176 por la segunda lente de campo 170 y el divisor de haz dicroico 172. Parte de la luz incidente sobre cada espejo 174, 176 puede pasar a través de la hendidura en cada espejo a un detector QLS y FLS 180, 178 respectivamente.

Al menos uno de los detectores 178, 180, y preferiblemente ambos pueden enviar al autocorrelacionador 186 para análisis. Otras porciones de la luz dispersada pueden ser dirigidas desde los espejos 174, 176 a las cámaras CCD 182, 184 respectivamente, e imágenes de la región de luz dispersada y fluorescencia pueden ser enviadas al ordenador 188. El ordenador 188 también puede recibir funciones de correlación y mediciones de intensidad de la luz recibida por el correla-cionador y procesar las funciones de correlación y las mediciones de intensidad para realizar pruebas de diagnóstico para determinar la probabilidad de enfermedades y los tipos de enfermedades del sujeto. El sistema informático de control supervisa preferiblemente varios y preferiblemente todos los aspectos del sistema a través de una interface gráfica de usuario (GUI) personalizada. Software de recogida de imágenes puede recoger las imágenes y almacenarlas en archivos para análisis (los archivos pueden ser analizados como se ha descrito previamente) . El oftalmoscopio 190 puede ser un cabezal oftálmico estándar y reposabarbilla para humanos. Toda la plataforma óptica se coloca en el ojo 168 a través de un control de joystick (por ejemplo) . El rango de movimiento es preferiblemente suficiente para hacer mediciones en cualquier posición en los segmentos anteriores de ambos ojos. Soportes personalizados pueden adaptarse o sustituir al cabezal y reposabarbilla para varios estudios de primates y roedores.

La fuente de luz 162 puede estar configurada para proporcionar un haz láser polarizado que se enfoque preferiblemente a través de un conjunto de lentes y el sistema de exploración óptica 164 para producir un haz de luz abanico vertical. Los expertos en la técnica apreciarán que el sistema de exploración óptica 164 puede utilizar uno de varios métodos diferentes para producir un movimiento de barrido lineal (a la izquierda y derecha a través de la página) de la emisión de luz en el objeto plano de la primera lente de campo plano 166.

La primera lente de campo plano 166, que puede contener múltiples elementos de lente, se bascula preferiblemente un ángulo en base a la regla Scheimpflug para crear un plano de imagen virtual que hace un plano en sección transversal vertical 169 a través del segmento anterior del ojo del paciente 168. El ángulo de incidencia de la iluminación es preferiblemente 45 grados a la linea de visión del paciente. El sistema de exploración óptica 164 se usa para barrer el haz de luz abanico vertical a través del segmento anterior del ojo 168. El ángulo de convergencia deberá ser bastante pronunciado de modo que el ángulo de divergencia sea igualmente pronunciado. Esta configuración ejemplar permite no solamente una región focal nítida dentro del plano en sección transversal 169, si- no que también asegura que la luz que salga de la parte trasera del cristalino natural sea igualmente divergente y de bajo energía cuando llegue a la retina.

El sistema de exploración 164 se usa preferiblemente para atravesar los 10 mm del haz de luz (por ejemplo) al segmento anterior del ojo 168 comenzando 1-2 mm (por ejemplo) delante de la córnea. Aunque se dan valores de medición específicos en esta realización, son ejemplares solamente y no limitativos. Se pueden hacer tiempos de exploración de pasada única de 16-33 ms (por ejemplo) a través del ojo con un haz de luz abanico vertical. El haz de luz abanico vertical enfocado puede ser del orden de aproximadamente 50 µp? X 10 mm (anchura por longitud) en el plano de imagen 169. La potencia requerida se elige de modo que sea segura para el ojo. Se puede incorporar supervisión de potencia en tiempo real para garantizar la seguridad.

La segunda lente de campo plano 170 puede estar configurada, y/o dispuesta para representar la luz dispersada, por ejemplo, a 45 grados a la línea de visión y 90 grados con respecto a la iluminación cuando el haz de luz abanico vertical explore a través del plano en sección transversal anterior 169 del ojo. La segunda lente de campo plano 170, que puede contener múltiples elementos de lente, puede estar bas- culada un ángulo en base a la regla Scheimpflug para crear un plano de objeto nítidamente enfocado que coincida preferiblemente con el plano de imagen de la iluminación 169 del ojo del paciente 168.

El divisor de haz dicroico 172 puede estar configurado y/o dispuesto para pasar la longitud de onda de excitación del láser a un espejo pulido delantero 174 con un agujero de hendidura (por ejemplo) en la superficie del espejo. Éste es preferiblemente el plano de imagen para la detección QLS. El ángulo de incidencia de la formación de imágenes es preferiblemente 45 grados a la linea de visión del paciente. La QLS puede ser detectada en el plano de imagen QLS a través de una hendidura que se extiende horizontalmente (a izquierda y derecha en el plano de la página) con una anchura preferible-mente del orden de 50 µp? X 10 mm (A X L) para maximizar la resolución y la eficiencia. Un detector 180 (preferiblemente un tubo fotomultiplicador ) puede estar detrás de la hendidura donde sus señales puedan ser distribuidas a un autocorrela-cionador 186 conectado a un ordenador y un monitor' 188.

Cuando la imagen dispersada del haz de luz abanico es explorada a través de la hendidura, se pueden hacer mediciones QLS con el detector 180 y autocorrelacionador 186. Se pueden hacer tiempos de muestra del orden de 50 ns a 50 ms - - (por ejemplo) durante la exploración de 3-33 ms (por ejemplo) . Esto permite una resolución de unos pocos cientos de puntos. La información puede ser leída a un archivo y analizada por el ordenador 188. La alineación y suma de las estructuras en sección transversal se pueden hacer a través de algoritmos de software.

La cámara CCD 182 puede estar dispuesta y/o configurada para recibir luz reflejada del espejo 174. La cámara CCD 182 puede ser usada para descalificar el movimiento grande del ojo, ajustar el movimiento de la hendidura en la imagen, y mostrar la imagen de excitación en sección transversal del ojo 168. La cámara 182 también puede estar conectada al ordenador 188 y configurada para proporcionar al ordenador 188 información relativa a las imágenes del ojo 168 para visuali-zación por el ordenador 188. La cámara de sección transversal puede ser un dispositivo de acoplamiento de carga (CCD) o dispositivo de metal-óxido-semiconductor complementario (CMOS). Se puede hacer funciones de autocorrelación que presentan gráficamente los componentes rápidos y lentos del análisis de dispersión de luz así como estimaciones de radios hidrodinámicos (proxy para tamaño molecular y peso molecular) derivados de las determinaciones de pendiente.

La medición QLS es una exploración lineal a través de la córnea. En otras realizaciones se pueden hacer exploraciones bidimensionales explorando la hendidura arriba y abajo a través de la imagen en sección transversal o poniendo otro dispositivo de exploración entre el objeto y los planos de imagen o por barrido de un solo punto de iluminación en lugar del haz de luz abanico.

La exploración de ligandos fluorescentes (FLS) es una segunda herramienta importante' para determinar la presencia de agregación de amiloide. Cuando el haz de luz abanico vertical es explorado a través del plano en sección transversal anterior del ojo 168, la luz de fluorescencia del ligando puede ser representada a 45 grados a la linea de visión y 90 grados con respecto a la iluminación de excitación por una lente de campo plano 170. La lente de campo 170, que puede contener múltiples elementos de lente, está preferiblemente basculada a un ángulo en base a la regla Scheimpflug para crear un objeto plano que coincida con el plano de imagen de la iluminación del ojo del paciente 169. La luz de fluorescencia puede ser representada fuera de un divisor de haz di-croico 172 que refleje la longitud de onda de emisión del ligando a un espejo pulido delantero con una hendidura 176. Éste es preferiblemente el plano de imagen para la detección FLS. El ángulo de incidencia de la formación de imágenes es preferiblemente 45 grados a la linea de visión del paciente. La FLS puede ser detectada en el plano de imagen FLS a través de una hendidura que se extiende verticalmente (arriba y abajo en el plano de la página) con una anchura preferiblemente en el orden de 50 a 200 µ? X 10 mm (A X L) para maximizar la resolución y la eficiencia. Un detector 178 (preferiblemente un tubo fotomultiplicador) puede estar detrás de la hendidura donde sus señales pueden ser distribuidas al autocorrelacio-nador 186 conectado a un ordenador y un monitor 188.

Cuando la imagen dispersada del haz de luz abanico es explorada a través de la hendidura en el espejo 176, se pueden hacer mediciones FLS con el- detector 178. Se pueden hacer tiempos de muestra del orden de 50 ms a 50 ms (por ejemplo) durante la exploración de 3-33 ms (por ejemplo) . Esto permite la resolución de unos pocos cientos de puntos. La información puede ser leída a un archivo y analizada por el ordenador 188. La alineación y la suma de las estructuras en sección transversal se pueden hacer a través de algoritmos de software .

La cámara CCD 184 puede estar dispuesta y/o configurada para recibir luz reflejada del espejo 174. La cámara CCD 184 puede ser usada para descalificar el movimiento grande del ojo, ajusfar el movimiento de la hendidura en la imagen, y mostrar la imagen de emisión en sección transversal del ojo 168. La cámara 184 también puede estar conectada al ordenador 188 y configurada para proporcionar al ordenador 188 información relativa a las imágenes del ojo 168 para visualización por el ordenador 188. La cámara de sección transversal puede ser un dispositivo de acoplamiento de carga (CCD) o dispositivo de metal-óxido-semiconductor complementario (CMOS) .

La medición FLS es una exploración lineal a través de la córnea. En otras realizaciones se pueden hacer exploraciones bidimensionales explorando la hendidura arriba y abajo a través de la imagen en sección transversal o poniendo otro dispositivo de exploración entre el objeto y los planos de imagen o por barrido de un solo punto de iluminación en lugar del haz de luz abanico.

Las cámaras 182, 184 enfocadas en los planos de imagen de ambos planos de imagen QLS y FLS pueden proporcionar imágenes en sección transversal y de fluorescencia, respectivamente. Las cámaras 182, 184 pueden tener tasas de tramas de 30 a 60 fps (por ejemplo) . Adicionalmente, dado que las hendiduras QLS y FLS en los espejos 174, 176 actúan como fiduciales a través de las imágenes, estas imágenes proporcionan información de realimentación del movimiento sacádico y la oclusión (parpadeo) del ojo para mejorar la exactitud y pre- - - cisión de las mediciones QLS y FLS.

La calibración del sistema 160 se puede hacer usando cubetas personalizadas llenas de microesferas personalizadas. Se puede utilizar varias concentraciones de esferas y esferas de diferente tamaño. La calibración inicial puede ser con una cubeta cuadrada girada preferiblemente 45 grados a la linea de visión. Esto asegura que las caras de la cubeta sean perpendiculares a la iluminación entrante y dispersión de salida. Adicionalmente, se puede hacer un segundo tipo de cubeta con un tubo dentro de un tubo. Los radios y sus posiciones se aproximan preferiblemente a la córnea y la lente interocular. El tubo interior puede estar lleno de microesferas y el tubo exterior puede estar lleno de agua.

Con referencia a la figura 13 con referencia adicional a las figuras 12 y 14, un sistema de dispersión de luz 230 según algunas realizaciones de la invención, que puede incluir uno o más de lo siguiente (y preferiblemente todo) : una primera fuente de luz láser 200, una primera lente 201, un primer divisor de haz dicroico 202, una segunda lente 203, una segunda fuente láser 204, un primer objetivo de microscopio 205, un espejo 206, una tercera lente 207, un segundo divisor de haz dicroico 208, una cuarta lente 209, un segundo objetivo de microscopio 210, un filtro de luz 211, un detector 212, un montaje de lente 214, un motor 215, una quinta lente 216, un tercer divisor de haz dicroico 217, un agujero de hendidura 218, un segundo detector 219, un segundo motor 220, una cámara 221, una cámara de alineación de vista ampliada 222, un cuarto divisor dicroico de haz 223, un segundo filtro de luz 224, un objetivo de ángulo estrecho 225, un sistema de alineación de 'puntos cruzados 226, cámara de alineación de visión ancha 227, y una plataforma estereotáctica 228. El sistema 230 está configurado para enviar haces de luz láser al ojo del sujeto. La luz dispersada del ojo es enfocada sobre los detectores primero y segundo 212, 219.

La primera fuente de luz láser 200 puede estar configurada para proporcionar un haz láser que puede ser dirigido al ojo. Preferiblemente, la fuente de haz de luz láser tiene una longitud de onda de aproximadamente 780 nm. La luz de la fuente láser 200 puede ser enfocada a través del conjunto de la primera lente 201, el primer divisor de haz dicroico 202, y la segunda lente 203 para producir un punto de luz que choque en el ojo. El punto de luz enfocado es del orden de 50 a 200 \im (por ejemplo) de diámetro en el ojo. La potencia necesaria puede ser elegida de modo que sea segura para el. ojo. Se puede incorporar supervisión de potencia en tiempo real para garantizar la seguridad.

La segunda fuente de luz láser 204 puede estar configurada para proporcionar un haz láser que pueda ser dirigido al ojo. Preferiblemente, la fuente de haz de luz láser tiene una longitud de onda de aproximadamente 405 nm (por ejemplo) . En la realización ejemplar, se puede usar luz de excitación de la fuente láser 204 para llevar a cabo mediciones FLS. La luz de la fuente láser 204 puede ser enfocada a través del primer objetivo de microscopio 205 al espejo 206. El objetivo de microscopio 205 puede ser separado del recorrido óptico de luz utilizando un mecanismo 213. La extracción del objetivo de microscopio 205 produce un haz colimado de luz en lugar de un punto enfocado en el ojo. La luz colimada es luz que tiene rayos que son paralelos e incluye asi un frente de onda plano .

El espejo 206 puede estar configurado y/o dispuesto para reflejar la luz del objetivo de microscopio 205 a través de la lente 207, divisores dicroicos del haz 208, 202 y la lente 203 para producir un punto de luz enfocado que choque en el ojo.

La cuarta lente 209 puede estar configurada y/o dispuesta para enfocar luz reflejada del divisor de haz dicroico 208 a través del objetivo de microscopio 210 y el filtro 211 al detector 212. Preferiblemente, el detector 212 es detector del tipo de tubo fotomultiplicador (PMT) con un agujero diminuto sobre su agujero; sin embargo, se puede usar otros tipos de detectores. El agujero del detector 212 puede ser el plano de imagen para la detección FLS del sistema 230. Aunque no se representa, se pueden enviar señales PMT del detector 212 a un autocorrelacionador (por ejemplo, 186 en la figura 11) conectado a un ordenador y un monitor (por ejemplo, 188 en la figura 11) .

El montaje de lente 214 puede estar configurado para sujetar la lente 203 y puede estar montado en el motor 215. El punto de luz enfocado que se origina a partir de la segunda fuente láser 204 puede ser explorado a través del ojo preferiblemente a 45 grados a la linea de visión del paciente por el movimiento del motor 215 que puede estar montado en el montaje de lente 214. Asi, preferiblemente, el movimiento del motor 215 produce el movimiento de la lente 203 a lo largo del eje del haz de luz. El movimiento de la lente puede cambiar la posición de enfoque y puede dar lugar al movimiento del punto de luz enfocado.

La elección de un punto enfocado para chocar en el ojo crea un cono de luz dentro del ojo, maximizando la intensidad de luz en una posición anatómicamente deseada para medición de fluorescencia, permitiendo al mismo tiempo que la energía láser sea dispersada sobre una zona más ancha de la retina, que está colocada distal al cristalino del ojo. Este diseño permite más potencia para iluminar la región de medición, manteniendo al mismo tiempo niveles de iluminación "seguros para el ojo" en la retina, que es propensa a daño por excesiva exposición a la luz. Se definen cálculos específicos para seguridad ocular en ANSI Z136.1 "Safe use of Lasers".

Cuando se mueve el punto enfocado, en pasos discretos (preferiblemente) , a través del cristalino del ojo, la fluo-rescencia de ligando puede ser retrodispersada y representada a través del sistema a través de la lente 203, y el divisor de haz dicroico 202, para reflejo del segundo divisor de haz dicroico 208. La luz reflejada del divisor de haz dicroico 208 como se ha mencionado anteriormente puede atravesar la lente 209 y puede ser representada en un punto por el objetivo de microscopio 210 a través del filtro de luz 211 al detector 212 con un agujero diminuto sobre su agujero.

La señal recogida por el detector 212 puede ser usada para realizar varias técnicas analíticas con el fin de des-cribir el comportamiento fluorescente de la región de interés tal como autocorrelación de intensidad de luz sobre tiempo para realizar espectroscopia de correlación fluorescente y se puede realizar intensidad total y/o intensidad media en un - - periodo de medición conocido para definir un nivel de señal grande .

La quinta lente 216 puede ser dirigida y/o estar configurada para enfocar la luz dispersada del ojo preferiblemente a 45 grados a la linea de visión y 90 grados con respecto al recorrido del haz de luz láser de iluminación desde la fuente 200. La quinta lente 216 puede enfocar la luz sobre el tercer divisor de haz dicroico 217.

El tercer divisor de haz dicroico 217 puede reflejar la luz sobre un agujero de hendidura 218. El agujero de hendidura 218 puede estar configurado para dejar pasar luz a su través y que sea recibida por el segundo detector 219. Éste puede ser el plano de imagen para la detección QLS . El ángulo de incidencia de la formación de imágenes es preferiblemente 45 grados a la linea de visión del paciente. La anchura de la hendidura 218 es preferiblemente del orden de 50 a 200 µ?? X 10 mm (A X L) para m ximizar la resolución y la eficiencia. Aunque no se representa, las señales del detector 219 (APD, o detector sensible a luz similar) pueden ser distribuidas a un autocorrelacionador (por ejemplo, 186 en la figura 11) conectado a un ordenador y un monitor (por ejemplo, 188 en la figura 11) .

La imagen dispersada del haz de luz puede ser explorada - - trasladando el agujero de hendidura 218 y el detector 219 con el motor 220. Se pueden hacer mediciones QLS con el detector 219 y un autocorrelacionador . La muestra de una posición/volumen discretos puede ser del orden de 30 ms (una trama de video) , entonces el sistema óptico explorará a la posición anatómica siguiente del ojo para la medición siguiente, y asi sucesivamente a través de la región anatómica de interés. Un método preferido para medir desde la cápsula de cristalino a la corteza puede incluir tomar mediciones en "pasos" de aproximadamente 33 ms con volúmenes de aproximadamente 50 a 200 µ?, a través del ojo. Una característica deseable es dejar que este proceso tenga lugar sin un movimiento significativo del ojo (debido a latido del corazón u otro movimiento del ojo) .

No hay limite al número de veces que se puede emplear este proceso en una sola sesión de medición QLS, de modo que una medición podría ser de sólo unos pocos milisegundos o de hasta decenas de segundos (por ejemplo) con "exploraciones" repetidas de muchos "pasos" a través del ojo. Se pueden hacer tiempos de muestra del orden de 1 us a 200 ps (por ejemplo) durante la exploración. Las velocidades de exploración se pueden variar para capturar las diferentes características anatómicas del cristalino y ser postprocesadas para üener en cuenta los movimientos debidos a varias razones incluyendo los latidos del corazón, los movimientos microsacádicos de los ojos, etc. La información puede ser leída a un archivo y analizada por el ordenador. La alineación y la suma de las estructuras en sección transversal se pueden hacer a través de algoritmos de software.

La cámara o detector similar 221 se puede disponer y/o estar configurado para recibir luz dispersada del ojo que avanza a través del divisor de haz dicroico 217, proporcionando una imagen anatómica de referencia. La cámara 221 puede ser usada para descalificar el movimiento grande del ojo, ajustar el movimiento de la hendidura en la imagen y mostrar la imagen de excitación en sección transversal. La cámara 221 puede ser un dispositivo de acoplamiento de carga (CCD) , un dispositivo de metal-óxido-semiconductor complementario (CMOS) , o cualquier otro tipo de dispositivo apropiado para capturar imágenes. Se pueden hacer funciones de autocorrela-ción que presentan gráficamente los componentes rápidos y lentos de los análisis de dispersión de luz así como estimaciones de radios hidrodinámicos (proxy para tamaño molecular y peso molecular) derivados de las determinaciones de pendiente. La medición QLS es una exploración lineal a través de la córnea. Se pueden colocar filtros ópticos adicionales de- - - ntro del recorrido óptico para mejorar la relación de señal a ruido de la señal detectada.

La cámara de alineación de visión ancha 227 puede estar configurada para ayudar al técnico a alinear el sistema 230 con el ojo de un paciente. La cámara 227 puede permitir que el técnico alinee con poca precisión al paciente.

La cámara de alineación de visión amplificada 222 puede estar configurada y dispuesta para proporcionar una vista ampliada del iris del paciente según se ve a través del divisor de haz 223 y un filtro 224.

La alineación del sistema 230 se puede hacer bajo' control de joystick moviendo todo el sistema óptico 230 al ojo izquierdo o derecho, arriba o abajo. El dispositivo puede ser alineado manualmente con el paciente por el operador usando un sistema de alineación de puntos cruzados 226 que proyecte dos puntos que se superpongan en el vértice de la córnea centrado en el iris. Se pueden iluminar objetivos con diodos fo-toemisores en color (LEDs) que puede ser visibles al ojo y a las cámaras de alineación 222, 227. Se puede incluir un esquema de iluminación LED de infrarrojos (IR) para proporcionar iluminación adicional para alineación.

Un objetivo de ángulo estrecho 225 puede estar configurado y/o dispuesto para ser reflejado del divisor de haz 223 y a través del filtro 224 para proporcionar un punto deseado para . que el paciente fije su visión. El objetivo puede ser retroiluminado con un LED rojo. El enfoque del objetivo 225 puede ser regulable para tener en cuenta la 'corrección dióp-trica del paciente. El punto objetivo subtiende aproximadamente 2 grados. En el uso, el paciente puede quitarse las gafas y el objetivo 225 puede ser ajustado a su prescripción de potencia media nominal. La cámara de visión amplificada 222 puede ser orientada con el objetivo de fijación 225 para proporcionar una vista frontal coaxial con el eje óptico del oj o .

La plataforma estereotáctica 228 puede ser un cabezal oftálmico estándar y reposabarbilla para humanos. Toda la plataforma óptica se puede colocar con respecto al ojo a través del control de joystick como se ha descrito anteriormente. El rango de movimiento puede ser suficiente para hacer mediciones en cualquier posición en los cristalinos de ambos ojos. Se pueden diseñar soportes personalizados para adaptar o sustituir el cabezal y reposabarbilla para varios estudios de primates y roedores.

Como se ha mencionado anteriormente, se pueden implemen-tar realizaciones de medición alternativas quitando el objetivo de microscopio 205 con el mecanismo 213 que puede ser accionado manualmente o con un motor. La extracción del objetivo de microscopio 205 del recorrido óptico de la luz de la fuente de luz 204 permite que la luz de excitación de la fuente 204 sea emitida como un haz colimado. Es conocido en la técnica que la colimación de láseres de calidad inferior puede ser realizada mediante la adición de óptica de colimación apropiada. En este formato de realización, el haz de luz lápiz colimado puede transmitirse a través del ojo y chocar como un punto relativamente colimado en la retina. Con un detector y un óptica elegidos adecuadamente, esta disposición puede suministrar suficiente iluminación sin requerir iluminación con láser a niveles que no sean seguros para el ojo.

En esta configuración de haz colimado se pueden emplear ambos detectores 212, 219 para realizar varias mediciones. El haz lápiz colimado se puede colocar a través del cristalino del ojo, y la -fluorescencia de ligando puede ser retrodisper-sada y representada a través del sistema para mediciones FLS en el detector 212. La fluorescencia del ligando también se emite en todas las direcciones, y puede ser representada preferiblemente a 45 grados a la línea de visión y 90 grados con respecto al recorrido de iluminación del haz por la lente 216. La luz puede ser reflejada del divisor de haz 217 sobre la hendidura 218 con el detector 219 detrás de la hendidura para mediciones QLS. La señal recogida por este detector 219 puede s.er usada para realizar varias técnicas analíticas para describir el comportamiento fluorescente de la región de interés tal como: realizando QLS a 405 nm similar a la medición realizada a 780 nm cuando se coloca un filtro de paso estrecho de 405 nm inmediatamente antes del detector, se puede hacer autocorrelación de intensidad de luz en el tiempo para realizar espectroscopia de correlación fluorescente, y se puede realizar intensidad total y/o intensidad media en un período de medición conocido para definir un nivel de señal grande. También se puede hacer detección FLS en esta configuración con un cambio apropiado del filtro seleccionado.

En otras realizaciones alternativas, el sistema 230 puede ser usado para detectar las características de decadencia fluorescente del ligando, permitiendo un método alternativo de aislar fluorescencia debida a ligando de otras fuentes fluorescentes, tal como autofluorescencia de lente. Esto puede ser realizado, en parte, eligiendo una fuente láser de 405 nm 204 con capacidad de conmutación rápida, o poniendo un interruptor u obturador rápido (tal como un conmutador q) 229 en el recorrido del haz de excitación, o en el recorrido de detección (como se ha descrito anteriormente) y usando alguno de los recorridos detección fluorescente descritos previamen- - - Las mediciones ópticas del sistema 230 son criticamente sensibles a los movimientos de traslación del ojo superiores a aproximadamente 150 µp?. En las realizaciones originales, una fuente grande de artefactos de movimiento era el movimiento del ojo inducido por el movimiento asociado con los latidos del corazón. Para evitar estos artefactos predecibles se pueden emplear varios métodos.

Se puede utilizar algoritmos de ordenador que reconozcan artefactos de movimiento en la posición de estructuras anatómicas en la cámara de lámpara hendida 221, evaluando la posición relativa del volumen de medición en relación a las estructuras anatómicas, o por evaluación de funciones de correlación, buscando características de marcas de movimiento en dicha medición.

Un segundo acercamiento para evitar artefactos de movimiento debidos a los latidos del corazón, puede ser sincronizar la recogida de datos con el latido del corazón. La frecuencia cardiaca en reposo en humanos es típicamente de 50-85 latidos por minuto [LPM] , pero puede exceder 120-BPM en casos de taquicardia patológica. Sincronizando la medición con el período de reposo, entre latidos, se puede evitar este arte- Los métodos para sincronizar mediciones con los periodos de reposo entre latidos del corazón incluyen: i. Colocar un monitor de frecuencia cardiaca en los sujetos y utilizar la frecuencia cardiaca del sujeto para controlar el inicio y la parada de adquisición de datos, y calcular el número y la distribución posicional de las mediciones a través de una región anatómica de interés. Esto se podría hacer usando cualquier número de supervisores de frecuencia cardiaca comercialmente disponibles o personalizados. ii. Crear un monitor de frecuencia cardiaca en un punto de contacto conveniente del dispositivo, tal como el frontal o el reposabarbilla y usar la frecuencia cardiaca del sujeto para controlar el inicio y la parada de adquisición de datos, y calcular el número y la distribución posicional de mediciones a través de una región anatómica de interés. Esto se podría hacer usando cualquier número de supervisores de frecuencia cardiaca disponibles en el mercado o personalizados, con colocación apropiada de electrodos . iii. Construir el sistema 230 con un marcapasos incorporado, y usar el marcapasos para modular tanto el latido del corazón como la recogida de datos de manera apropiada para asegurar una recogida de datos limpia.

Otras realizaciones ' caen dentro del alcance y espíritu - - de la invención. Por ejemplo, debido a la naturaleza de software, las funciones descritas anteriormente pueden ser imple-mentadas usando software, hardware, microprogramas, cableado, o combinaciones de cualquiera de estos. Los elementos que im-plementan funciones también pueden estar situados físicamente en varias posiciones, incluyendo la distribución de tal manera que porciones de funciones sean implementadas en diferentes posiciones físicas.

Además, aunque la descripción anterior se refiere a la invención, la descripción puede incluir más de una invención.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Un sistema para realizar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un sujeto, incluyendo el sistema: una. pantalla de visualización que representa una imagen del ojo para que el operador pueda seleccionar posiciones en el ojo a medir; y una unidad óptica acoplada a un procesador para ejecutar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en posiciones seleccionadas del ojo y para recoger datos asociados con al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes realizadas, donde el procesador presenta los datos en la pantalla de visualización para revisión por el operador.

2. El sistema de la reivindicación 1, donde los datos de al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes son presentados en la misma pantalla de visualización.

3. El sistema de la reivindicación 1, donde los datos son recogidos en ciclos de no más de 60 ms .

4. El sistema de la reivindicación 3, donde el sistema ejecuta hasta diez ciclos consecutivos.

5. El sistema de la reivindicación 1, donde los datos son presentados en la pantalla de visualización como parámetros de prueba, imágenes en vista frontal y vista en1 sección transversal del ojo, valores de intensidad medios para al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes, ilustraciones gráficas de funciones de autocorrelación para al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes, y parámetros de ajuste de curva en base a un ajuste exponencial a los datos de autocorrelación.

6. El sistema de la reivindicación 1, donde los datos recogidos incluyen al menos una de la intensidad media de luz dispersada asociada con dispersión de luz cuasielástica realizada y la intensidad de fluorescencia media asociada con exploración de ligandos fluorescentes realizada.

7. El sistema de la reivindicación 1, donde los datos son recogidos de al menos una de una región de núcleo del cristalino del ojo y una región de supranúcleo del cristalino del ojo.

8. El sistema de la reivindicación 6, donde una relación (FLSNORM) entre la intensidad de fluorescencia media (IFLS-N) asociada con la exploración de ligandos fluorescentes de una posición en la región de núcleo del cristalino del ojo y la intensidad de fluorescencia media (IFLS-SN) asociada con la exploración de ligandos fluorescentes de una posición en la región de supranúcleo del cristalino del ojo puede ser determinada según la ecuación FLSNorm = IFLS-SN/ IFLS-N y una relación ( QLSNOrm) entre la intensidad media (IQLS-N) de luz dispersada asociada con la dispersión de luz cuasielástica en una posición en la región de núcleo del cristalino del ojo y la intensidad media (IQLS-SN) de luz dispersada asociada con la dispersión de luz cuasielástica en una posición en la región de supranúcleo del cristalino del ojo puede ser determinada según la ecuación QLSNorm = IQLS-SN/ IQLS-N, donde un aumento en FLSNorm o QLSNorm indica un aumento en la presencia de un material u objeto en el ojo.

9. El sistema de la reivindicación 8, donde se calcula una métrica de calidad de medición (Nx) como el producto de

QLSNorm Y FLSNorm - 10. El sistema de la reivindicación 1, donde el sistema detecta la presencia de un material u objeto en el ojo.

11. El sistema de la reivindicación 10, donde el material u objeto es proteína ß-amiloide.

12. El sistema de la reivindicación 1, donde al menos una porción de los datos recogidos se usa para hacer el seguimiento del progreso de una enfermedad.

13. El sistema de la reivindicación 1, donde la calidad de medición de al menos una de dispersión de luz cuasielásti-ca y exploración de ligandos fluorescentes es analizado usando la curve y(t) Ie~kt, donde I es la intensidad media, k es la constante de tiempo de decadencia y t es el tiempo.

14. El sistema de la reivindicación 1, donde el procesador mide primeros datos de fluorescencia del ojo antes de introducir un agente de formación de imágenes en el ojo y mide segundos datos de fluorescencia del ojo después de introducir el agente de formación de imágenes, y compara los primeros datos con los segundos datos .

15. El sistema de la reivindicación 14, donde comparar los primeros datos con los segundos datos incluye restar los primeros datos de los segundos datos.

16. Un método de realizar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un sujeto, incluyendo el método: seleccionar una posición en el ojo a analizar; realizar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en la posición seleccionada; recoger datos asociados con al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes; y presentar los datos para revisión por parte del operador .

17. El método de la reivindicación 16, donde los datos recogidos incluyen al menos una de la intensidad media de luz dispersada asociada con la dispersión de luz cuasielástica realizada y la intensidad de fluorescencia media asociada con exploración de ligandos fluorescentes realizada.

18. El método de la reivindicación 17, donde los datos de intensidad media son recogidos de posiciones en una región de núcleo del cristalino del ojo y una región de supranúcleo del cristalino del ojo y se determina una relación entre la intensidad media de luz dispersada de la región de núcleo del cristalino del ojo y la intensidad media de luz dispersada de la región de supranúcleo del cristalino del ojo.

19. El método de la reivindicación 17, donde los datos de intensidad media son recogidos de posiciones en una región de núcleo del cristalino del ojo y una región de supranúcleo del cristalino del ojo y se determina una relación entre la intensidad de fluorescencia media de la región de núcleo del cristalino del ojo y la intensidad de fluorescencia media de la región de supranúcleo del cristalino del ojo.

20. El método de la reivindicación 16, donde realizar exploración de ligandos fluorescentes incluye: iluminar el ojo del sujeto; medir primeros datos de fluorescencia del ojo antes de introducir un agente de formación de imágenes en el ojo; introducir el agente de formación de imágenes en el ojo; medir segundos datos de fluorescencia del ojo después de introducir el agente de formación de imágenes en el ojo; y comparar los primeros datos con los segundos datos.

21. El método de la reivindicación 20, donde comparar los primeros datos con los segundos datos incluye restar los primeros datos de los segundos datos.

22. El método de la reivindicación 20, donde los datos son la intensidad de fluorescencia media del ojo.

23. El método de la reivindicación 20, donde la medición de los segundos datos se toma no más de 24 horas después de introducir el agente de formación de imágenes en el ojo.

24. El método de la reivindicación 16, donde el método es capaz de detectar la presencia de un material u objeto en el ojo.

25. El método de la reivindicación 24, donde el material u objeto es ß-amiloide.

26. El método de la reivindicación 16, donde el progreso de una enfermedad puede ser rastreado midiendo los niveles de fluorescencia en el ojo.

27. Un sistema para realizar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en el ojo de un sujeto, incluyendo el sistema: una fuente de luz configurada para transmitir luz. hacia el ojo del sujete- una lente configurada para enfocar luz enviada desde la fuente y recibida del ojo del sujeto; un reflector de medición dispuesto para recibir al menos una porción de la luz enfocada y configurado para reflejar una primera porción de la luz recibida; una cámara configurada y dispuesta para recibir al menos una porción de la luz recibida y configurada para proporcionar marcas de una imagen correspondiente a la primera porción de la luz recibida; una pantalla de visualización para presentar la imagen para que el operador pueda seleccionar regiones del ojo para análisis; y un procesador acoplado a la cámara y configurado para analizar al menos una de dispersión de. luz dispersada de luz cuasielástica y fluorescencia de exploración de ligandos fluorescentes para detectar un material u objeto de interés situado en regiones seleccionadas del ojo.

28. El sistema de la reivindicación 27, donde el material u objeto de interés es ß-amiloide.

29. El sistema de la reivindicación 27, donde la intensidad media de al menos una de la luz dispersada y fluorescencia son analizadas con respecto a al menos una de una región de supranucleo del cristalino del ojo y una región de núcleo del cristalino del ojo.

30. El sistema de la reivindicación 29, donde comparar la intensidad media de luz dispersada de la región de núcleo del cristalino del ojo con la intensidad media de luz dispersada para la región de supranúcleo del cristalino del ojo proporciona un factor de correlación para evaluar la presencia del material u objeto de interés en el ojo.

31. El sistema de la reivindicación 29, donde comparar la intensidad de fluorescencia media de la región de núcleo del cristalino del ojo con la intensidad de fluorescencia media para la región de supranúcleo del cristalino del ojo proporciona un factor de correlación para evaluar la presencia del material u objeto de interés en el ojo.

32. El sistema de la reivindicación 27, donde e'l procesador mide la intensidad de fluorescencia de una región del ojo antes de la introducción de un agente de formación de imágenes y después de la introducción de un agente de forma- ción de imágenes para determinar la diferencia entre las dos intensidades .

33. El sistema de la reivindicación 27, donde el procesador visualiza datos en la pantalla de visualización para revisión por parte del operador, incluyendo los datos información sobre al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes realizadas, incluyendo las intensidades medias de al menos una de la luz dispersada y la fluorescencia.

34. El sistema de la reivindicación 27, incluyendo además un ordenador conteniendo instrucciones legibles por ordenador, ejecutables por ordenador, para controlar el sistema para ejecutar al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes y presentar datos de al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes en la pantalla de visualización.

35. El sistema de la reivindicación 27, donde el procesador ejecuta una función de autocorrelación para evaluar si los datos han sido afectados por el movimiento del sujeto mientras se estaba realizando al menos una de dispersión de luz cuasielástica y exploración de ligandos fluorescentes.