PT1465539E

PT1465539E - Optimization of ablation correction of an optical system

Info

Publication number: PT1465539E
Application number: PT03729593T
Authority: PT
Inventors: John Alfred Campin; George H Pettit
Original assignee: Alcon Inc
Priority date: 2002-01-14
Filing date: 2003-01-08
Publication date: 2007-02-28
Also published as: AR038279A1

Description

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DESCRIÇÃODESCRIPTION

"OPTIMIZAÇÃO DA CORRECÇÃO DA ABLAÇÃO DE UM SISTEMA ÓPTICO" ANTECEDENTES DA INVENÇÃO Âmbito da Invenção A presente invenção refere-se à medição e correcção de uma aberração óptica e, nomeadamente, a um sistema para conseguir uma optimização empírica global de uma medição e correcção objectivas de um sistema óptico como seja o olho humano." OPTIMIZING THE CORRECTION OF THE ABLATION OF AN OPTICAL SYSTEM " BACKGROUND OF THE INVENTION Field of the Invention The present invention relates to the measurement and correction of an optical aberration, and in particular to a system for achieving an overall empirical optimization of objective measurement and correction of an optical system such as the human eye.

Descrição da Técnica RelacionadaDescription of Related Art

Os sistemas ópticos com um foco imagem real podem receber luz colimada e focá-la num ponto. Estes sistemas ópticos existem na natureza, como seja o olho humano e animal, ou podem ser fabricados, como por exemplo, sistemas laboratoriais, sistemas de orientação, etc. Em qualquer dos casos, as aberrações do sistema óptico podem afectar o seu desempenho.Optical systems with a real-image focus can receive collimated light and focus on a point. These optical systems exist in nature, such as the human and animal eye, or can be manufactured, such as laboratory systems, guidance systems, etc. In any case, aberrations of the optical system may affect its performance.

Um olho humano perfeito ou ideal reflecte difusamente um 2 feixe de luz incidente da retina através dos seus componentes ópticos, que são o cristalino e a córnea. Neste olho ideal, em estado de relaxamento, ou seja, não sujeito a acomodação para focagem de campo próximo, a luz reflectida sai do olho como uma sequência de ondas planas. No entanto, um olho real tem normalmente aberrações que causam a deformação ou distorção das ondas de luz reflectida que saem do olho. Um olho com aberrações reflecte difusamente um feixe de luz incidente da retina através do cristalino e da córnea como uma sequência de frentes de ondas distorcidas. É conhecido da técnica um método de correcção por laser dos defeitos de focagem mediante queratectomia fotorefractiva (PRK), que altera a curvatura da córnea e a cirurgia LASIK (LAser In situ Keratomileusis) . Regra geral, estes métodos utilizam um laser excimer de 193 nm para a ablação de tecido corneano. Munnerlyn et al. (J. Cataract Refract. Surg. 14(1), 46-52, 1988) apresentaram equações visando determinar o volume especifico de tecido a remover para obter a correcção refractiva pretendida. Frey (U.S. Pat. No. 5.849.006) descreve um método de utilização de um laser de spot reduzido para remover um volume pretendido de tecido, de modo a efectuar a correcção refractiva desejada.A perfect or ideal human eye diffusely reflects a beam of incident light from the retina through its optical components, which are the lens and cornea. In this ideal eye, in a state of relaxation, that is, not subject to accommodation for near-field focusing, the reflected light leaves the eye as a sequence of flat waves. However, a real eye usually has aberrations that cause the distortion or distortion of the reflected light waves that leave the eye. An aberrant eye diffusely reflects a beam of incident light from the retina through the lens and cornea as a sequence of distorted wave fronts. A method of laser correction of focusing defects by photorefractive keratectomy (PRK), which alters corneal curvature and LASIK (LAser In situ Keratomileusis) surgery, is known in the art. These methods generally use a 193 nm excimer laser for ablation of corneal tissue. Munnerlyn et al. (J. Cataract Refract. Surg. 14 (1), 46-52, 1988) presented equations to determine the specific volume of tissue to remove to obtain the desired refractive correction. Frey (U.S. Pat. No. 5,849,006) describes a method of using a reduced spot laser to remove a desired volume of tissue, so as to effect the desired refractive correction.

No pedido dos E.U., N° de Ser. 091.566.668, apresentado em 3In U.S. Application Serial No. 091,566,668 filed in 3

Maio de 2000, relativamente a "Aparelho e Método para Medição Objectiva e Correcção de Sistemas ópticos Através de Análise da Frente de Onda," geralmente admitido com o presente pedido, é divulgada a utilização de polinómios de Zernike para aproximar uma frente de onda distorcida proveniente de um olho com aberração. Nesta abordagem, uma frente de onda W(x,y) é expressa como uma soma ponderada de polinómios individuais, com i entre 0 e n, de CiZi(x,y), em que Ci são os coeficientes de ponderação e Zi(x,y) são os polinómios de Zernike até uma certa ordem. Tal como ilustrado na FIG. 8A, uma frente de onda 70 medida pré-operatoriamente é tratada com um algoritmo 71 para formar um perfil de tratamento 72, que é, em seguida, transmitido a um sistema de ablação da córnea para correcção da aberração ocular. 0 documento US 6.149.643 apresenta um dispositivo de remodelação da córnea que fornece dados de tratamentos anteriores.May 2000, with regard to " Apparatus and Method for Objective Measurement and Correction of Optical Systems Through Wavefront Analysis, " generally accepted with the present application, it is disclosed the use of Zernike polynomials to approximate a distorted wavefront from an aberrant eye. In this approach, a wavefront W (x, y) is expressed as a weighted sum of individual polynomials, with i between 0 and 1, of CiZi (x, y), where Ci are the weighting coefficients and Zi (x, y) are the Zernike polynomials up to a certain order. As shown in FIG. 8A, a wavefront 70 measured pre-operatively is treated with an algorithm 71 to form a treatment profile 72, which is then transmitted to a corneal ablation system for correction of ocular aberration. US 6,149,643 discloses a corneal remodeling device which provides data of prior treatments.

SUMÁRIO DA INVENÇÃO A invenção é descrita nas reivindicações juntas. A presente invenção inclui uma primeira configuração 4 constituída por um sistema de correcção óptica destinado a corrigir as deficiências visuais do olho. 0 sistema compreende um analisador de frente de onda que é sensível a uma frente de onda proveniente de um, a fim de determinar uma diferença de trajectória óptica entre uma onda de referência e a frente de onda. 0 sistema inclui ainda um conversor para obtenção de uma correcção óptica baseada na diferença de trajectória e na eficiência de ablação radialmente dependente. A correcção da eficiência utiliza um polinómio de compensação com a forma de A+Bp+Cp2+Dp3+ . . . +Xpn, em que p é um raio normalizado que é específico da zona óptica e é medido a partir da porção central da córnea, atingindo o valor de 1 na extremidade da zona de correcção óptica, e n é o polinómio de ordem mais elevada utilizado para descrever com precisão a eficiência radial. É dirigido um raio para a córnea, com potência suficiente para remover material corneano. A correcção óptica é obtida através da remoção de uma quantidade predefinida de material corneano, de modo a obter a alteração pretendida do formato da córnea.SUMMARY OF THE INVENTION The invention is described in the claims together. The present invention includes a first configuration 4 comprising an optical correction system for correcting visual impairments of the eye. The system comprises a wavefront analyzer that is responsive to a wavefront from one in order to determine an optical path difference between a reference wave and the wavefront. The system further includes a converter for obtaining an optical correction based on the difference in path and the radially dependent ablation efficiency. The efficiency correction uses a compensation polynomial in the form of A + Bp + Cp2 + Dp3 +. . . + Xpn, where p is a normalized radius which is specific to the optical zone and is measured from the central portion of the cornea, reaching the value of 1 at the end of the optical correction zone, en is the highest order polynomial used for accurately describe radial efficiency. A ray is directed to the cornea, with sufficient power to remove corneal material. Optical correction is achieved by removing a predefined amount of corneal material in order to achieve the desired corneal shape change.

Uma segunda realização da invenção refere-se a um método de conversão dos dados da frente de onda medida num perfil de ablação para correcção de deficiências visuais. 0 método é constituído pelos passos de obtenção de dados de medição da 5 frente de onda s num olho com aberrações por um processo conhecido na técnica. Os dados da frente de onda medida são correlacionados com dados acumulados de olhos previamente tratados. Em seguida, os dados da frente de onda medida são objecto de um ajustamento com base na correlação efectuada. Este ajustamento é utilizado para obter dados da frente de onda ajustada para introdução num algoritmo de correcção dos dados da frente de onda, a fim de calcular um perfil de ablação. 0 algoritmo de correcção de dados da frente de onda pode incluir, por exemplo, embora sem carácter limitativo, os polinómios de Zernike previamente descritos.A second embodiment of the invention relates to a method of converting measured wavefront data into an ablation profile for correction of visual impairments. The method comprises the steps of obtaining waveform measurement data in an aberrated eye by a method known in the art. Measured wavefront data are correlated with cumulative data from previously treated eyes. The measured wavefront data is then adjusted based on the correlation. This adjustment is used to obtain wavefront data adjusted for introduction into a wavefront data correction algorithm in order to calculate an ablation profile. The wavefront data correction algorithm may include, but is not limited to, the Zernike polynomials previously described.

As características da invenção, tanto em termos de organização como de modus operandi, bem como outros objectivos e vantagens da mesma poderão ser melhor compreendidos a partir da descrição que se segue em conjunto com os desenhos que a acompanham. Deverá ficar expressamente entendido que tais desenhos são apresentados a título ilustrativo e descritivo, não visando de modo algum estabelecer os limites da invenção. Estes e outros objectivos atingidos e vantagens oferecidas pela presente invenção tornar-se-ão mais claros se a descrição seguinte for lida em conjunto com os desenhos que a acompanham. 6The features of the invention, both in terms of organization and modus operandi, as well as other objects and advantages thereof may be better understood from the description which follows in conjunction with the accompanying drawings. It should be expressly understood that such drawings are presented for illustrative and descriptive purposes and are not intended to establish the limits of the invention in any way. These and other objects achieved and advantages provided by the present invention will become more apparent if the following description is read in conjunction with the accompanying drawings. 6

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS A FIG. 1 é um diagrama esquemático de um sistema para determinação de aberrações oculares. A FIG. 2 é um gráfico da profundidade de ablação pretendida e obtida como função da posição radial para um olho miópico. A FIG. 3 é um gráfico da profundidade de ablação pretendida e obtida como função da posição radial para um olho hipermetrópico.BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS FIG. 1 is a schematic diagram of a system for determining ocular aberrations. FIG. 2 is a plot of the desired ablation depth and obtained as a function of the radial position for a myopic eye. FIG. 3 is a plot of the desired ablation depth and obtained as a function of the radial position for a hypermetropic eye.

As FIGS. 4A e 4B são gráficos da eficiência de ablação da presente invenção: a FIG. 4A desenha o gráfico 1-0.3r2, em que rmax=3.25 mm; a FIG. 4B desenha o gráfico 0.95-0.3r2-0.25r3+0.3r4. A FIG. 5 é um diagrama esquemático de um sistema para fazer incidir um feixe laser ablativo num olho. A FIG. 6 é um diagrama esquemático de tratamentos assistidos por frente de onda, a fim de incorporar ajustamentos alvo. A FIG. 7 é um fluxograma ilustrativo do método da segunda configuração da presente invenção. A FIG. 8A (técnica anterior) ilustra um fluxo de dados de uma frente de onda pré-operatória medida para um perfil de tratamento. A FIG. 8B ilustra um fluxo de dados de uma frente de onda pré-operatória medida e dados de ajustamento para um perfil de tratamento. 7 A FIG. 9 é um gráfico de refracções pré-operatória versus pós-operatória. A FIG. 10 é um gráfico da correcção pretendida da desfocagem versus obtida. A FIG. 11 é um gráfico da correcção pretendida do astigmatismo oblíquo versus obtida. A FIG. 12 é um gráfico da correcção pretendida do astigmatismo horizontal/vertical versus obtida. A FIG. 13 um gráfico da correcção pretendida da desfocagem versus correcção da aberração esférica obtida. A FIG. 14 é um gráfico da correcção pretendida do astigmatismo oblíquo primário versus correcção obtida do astigmatismo oblíquo secundário. A FIG. 15 é um gráfico da correcção pretendida do astigmatismo horizontal/vertical primário versus correcção obtida do astigmatismo horizontal/vertical secundário.FIGS. 4A and 4B are graphs of the ablation efficiency of the present invention; FIG. 4A draws the graph 1-0.3r2, where rmax = 3.25 mm; FIG. 4B draws the graph 0.95-0.3r2-0.25r3 + 0.3r4. FIG. 5 is a schematic diagram of a system for driving an ablative laser beam into an eye. FIG. 6 is a schematic diagram of wavefront-assisted treatments in order to incorporate target adjustments. FIG. 7 is a flowchart illustrating the method of the second embodiment of the present invention. FIG. 8A (prior art) illustrates a data flow of a preoperative wavefront measured for a treatment profile. FIG. 8B shows a measured pre-operative wavefront data flow and adjustment data for a treatment profile. FIG. 9 is a preoperative versus postoperative refractive chart. FIG. 10 is a plot of the desired blur versus obtained correction. FIG. 11 is a plot of the intended correction of oblique vs obtained astigmatism. FIG. 12 is a graph of the intended horizontal / vertical versus obtained astigmatism correction. FIG. 13 is a graph of the desired correction of the defocus versus correction of the obtained spherical aberration. FIG. 14 is a plot of the intended correction of primary oblique astigmatism versus correction obtained from secondary oblique astigmatism. FIG. 15 is a plot of the intended correction of primary horizontal / vertical astigmatism versus correction obtained from horizontal / vertical secondary astigmatism.

DESCRIÇÃO PORMENORIZADA DAS REALIZAÇÕES PREFERIDASDETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS

Apresenta-se, em seguida, uma descrição da realização preferida da invenção com referência às FIGS. 1-15. 0 sistema e método de correcção das deficiência visuais inclui um analisador de frente de onda, numa versão preferida um sistema 10 (FIG. 1) semelhante ao descrito no pedido também pendente do mesmo titular, Número de Série 09/664.128, cujo conteúdo se dá aqui por reproduzido por referência. 0 aparelho 10 inclui um laser 12 para geração de radiação óptica, que é utilizada na produção de um feixe laser de pequeno diâmetro 14. 0 laser 12 gera um feixe de luz colimada (representado por linhas tracejadas para o feixe 14) com um comprimento de onda e uma potência seguros para o olho. Para aplicações oftálmicas, os comprimentos de onda apropriados incluiriam todo o espectro visível e o espectro do infravermelho próximo. A título de exemplo, os comprimentos de onda apropriados podem situar-se entre 400-1000 nms, incluindo os comprimentos úteis de 550-, 650- e 850-nm. Embora o funcionamento no espectro visível seja, de um modo geral, desejado, visto serem estas as condições em que funciona o olho, o espectro do infravermelho próximo pode ser vantajoso em determinadas aplicações. Por exemplo, o olho do doente pode ficar mais relaxado se aquele não souber que estão a ser efectuadas medições. Independentemente do comprimento de onda da radiação óptica, em aplicações oftálmicas a potência deve ser limitada a níveis seguros para o olho. A norma federal norte-americana "U.S. Federal Performance Standard for Laser Products" indica níveis de exposição seguros relativamente à radiação laser. No caso de a análise ser realizada num sistema óptíco que não o olho, o intervalo de 9 comprimentos de onda deve incluir, como é óbvio, o intervalo de desempenho pretendido do sistema.The following is a description of the preferred embodiment of the invention with reference to FIGS. 1-15. The visual deficiency correction system and method includes a wavefront analyzer, in a preferred version a system 10 (FIG. 1) similar to that described in the also pending application of the same proprietor, Serial Number 09 / 664,128, the contents of which are given herein by reproduced by reference. The apparatus 10 includes a laser 12 for generating optical radiation which is used in the production of a small diameter laser beam 14. The laser 12 generates a collimated light beam (represented by dashed lines for the beam 14) having a length of wave and power safe for the eye. For ophthalmic applications, the appropriate wavelengths would include the entire visible spectrum and the near infrared spectrum. By way of example, the appropriate wavelengths may lie between 400-1000 nms, including the useful lengths of 550-, 650- and 850-nm. Although operation in the visible spectrum is generally desired, since these are the conditions under which the eye functions, the near infrared spectrum may be advantageous in certain applications. For example, the patient's eye may become more relaxed if he or she does not know that measurements are being taken. Regardless of the wavelength of optical radiation, in ophthalmic applications the power should be limited to safe levels for the eye. The US federal standard " U.S. Federal Performance Standard for Laser Products " indicates safe exposure to laser radiation. If the analysis is performed on an optical system other than the eye, the 9-wavelength range should, of course, include the desired performance range of the system.

Para seleccionar um núcleo colimado de pequeno diâmetro do feixe laser 14, utiliza-se um diafragma iris 16 para bloquear todo o feixe laser 14 com excepção do feixe 18 de dimensões pretendidas para aplicação. No que se refere à presente invenção, o feixe laser 18 terá um diâmetro aproximadamente entre 0.5-4.5 mm, sendo 1-3 mm utilizados para efeitos de exemplo. Um olho com uma aberração elevada utiliza um feixe de diâmetro menor, ao passo que um olho com uma aberração ligeira pode ser avaliado com um feixe de diâmetro maior. Em função da dispersão de saída do laser 12, é possível colocar uma lente na trajectória do feixe para optimizar a colimação deste.To select a small diameter collimated core of the laser beam 14, an iris diaphragm 16 is used to block the entire laser beam 14 with the exception of the beam 18 of dimensions intended for application. With respect to the present invention, laser beam 18 will have a diameter of approximately 0.5-4.5 mm, with 1-3 mm being used for exemplary purposes. An eye with a high aberration uses a beam of smaller diameter, whereas an eye with a slight aberration can be assessed with a larger diameter beam. Depending on the laser output dispersion 12, it is possible to place a lens in the beam path to optimize the collimation of the beam.

Tal como aqui se descreve a título exemplificativo, o feixe laser 18 é um feixe polarizado que passou através de um separador de feixe sensível à polarização 20 para encaminhamento para um conjunto óptico de focagem 22, que foca o feixe laser 18 através dos elementos do olho 120 (ex. a córnea 126, a pupila 125 e o cristalino 124) para a retina 122. Convém ter presente que o cristalino 124 pode ter sido retirado, no caso de um doente submetido a remoção cirúrgica das cataratas. No entanto, essa situação não afecta a presente invenção 10 O conjunto óptico 22 visualiza o feixe laser 18 como um pequeno ponto luminoso na fovea centralis 123 do olho ou próximo da mesma, onde a acuidade visual é maior. Note-se que este pequeno ponto luminoso pode ser reflectido de outra porção da retina 122, determinando aberrações relacionadas com outros aspectos da visão. Por exemplo, se o ponto luminoso for reflectido da área da retina 122 que rodeia a fovea centralis 123, poderão ser avaliadas aberrações especificamente associadas à vigão periférica. Em qualquer dos casos, o ponto luminoso pode ser dimensionado para formar uma imagem ao perto limitada pela difracção na retina 122. Deste modo, o diâmetro do ponto luminoso produzido pelo feixe laser 18 na fovea centralis 123 não excede 100 pm, sendo normalmente da ordem dos 10 pm. A reflexão difusa do feixe laser 18 a partir da retina 122 está representada por linhas cheias 24 que indicam a radiação que passa através do olho 120. A frente da onda 24 incide e passa através do conjunto óptico 22, seguindo para o separador de feixe sensível à polimerização 20. A frente de onda 24 é despolarizada em relação ao feixe laser 18 devido à reflexão e refracção, quando a mesma emana da retina 122. Assim sendo, a frente da onda 24 é desviada no separador de feixe sensível à polimerização 20 e direccionada para o analisador 26, como por exemplo um 11 analisador Hartmann-Shack (H-S) . Regra geral, o analisador de frente de onda 26 mede os declives da frente de onda 24, ou seja, as derivadas parciais em ordem a x e y, numa série de coordenadas cartesianas (x,y). Esta informação das derivadas parciais é então utilizada para reconstruir ou aproximar a frente de onda original por meio de uma expressão matemática, como uma série ponderada de polinómios de Zernike. A polarização do feixe laser 18 incidente e do separador de feixe 20 minimiza a quantidade de radiação laser parasita que atinge o sensor do analisador de frente de onda 26. Em certas situações, a radiação parasita pode ser suficientemente diminuta comparativamente com a radiação reflectida do alvo pretendido (ex. a retina 122) o que torna desnecessárias as especificações de polarização. A presente invenção pode ser adaptada a uma vasta gama de anomalias visuais e como tal atinge um novo nível de alcance dinâmico, em termos de medição de aberrações oculares. Obtém-se uma melhoria do alcance dinâmico com o conjunto óptico 22 e/ou um sensor do analisador de frenteAs described by way of example, the laser beam 18 is a polarized beam which passes through a polarization sensitive beam separator 20 for routing to an optical focusing assembly 22, which focuses the laser beam 18 through the elements of the eye 120 (eg, cornea 126, pupil 125 and lens 124) to retina 122. It should be noted that lens 124 may have been removed in the case of a patient undergoing surgical removal of the cataracts. However, this situation does not affect the present invention. The optical assembly 22 views the laser beam 18 as a small dot in the fovea centralis 123 of or near the eye where visual acuity is greatest. It should be noted that this small dot may be reflected from another portion of the retina 122, determining aberrations related to other aspects of the view. For example, if the light spot is reflected from the area of the retina 122 surrounding the fovea centralis 123, aberrations specifically associated with the peripheral annulus may be evaluated. In either case, the light spot may be sized to form a near-by-diffraction-limited image on the retina 122. Thus, the diameter of the spot produced by the laser beam 18 in the fovea centralis 123 does not exceed 100 pm, 10 pm The diffuse reflection of the laser beam 18 from the retina 122 is represented by full lines 24 which indicate the radiation passing through the eye 120. The front of the wave 24 intersects and passes through the optical assembly 22, following to the sensitive beam separator to the polymerization 20. The wavefront 24 is depolarized relative to the laser beam 18 due to reflection and refraction as it emanates from the retina 122. Thus, the front of the wave 24 is deflected in the polymerization sensitive beam separator 20 and directed to the analyzer 26, such as a Hartmann-Shack (HS) analyzer. Generally, the wavefront analyzer 26 measures the slopes of the wavefront 24, i.e. the partial derivatives in order to x and y, in a series of Cartesian coordinates (x, y). This partial derivative information is then used to reconstruct or approximate the original wavefront by means of a mathematical expression, such as a weighted series of Zernike polynomials. The polarization of the incident laser beam 18 and the beam separator 20 minimizes the amount of parasitic laser radiation reaching the sensor of the wavefront analyzer 26. In certain situations, the parasite radiation may be sufficiently low compared to the reflected radiation of the target (eg retina 122) which makes polarization specifications unnecessary. The present invention can be adapted to a wide range of visual anomalies and as such reaches a new level of dynamic range in terms of measurement of ocular aberrations. A dynamic range improvement is obtained with the optical assembly 22 and / or a front-side analyzer sensor

de onda 26. O conjunto óptico 22 inclui um primeira lente 220, um espelho plano 221, um espelho de Porro 222 e uma segunda lente 224, situando-se todos estes elementos na trajectória do feixe laser 18 e da frente de onda 24. A 12 primeira e segunda lentes (220 e 224) são idênticas e mantidas em posições fixas. O espelho de Porro 222 é dotado de um movimento linear, tal como indicado pela seta 223, para alterar o comprimento da trajectória óptica entre as lentes 220 e 224. Deve, contudo, entender-se que a presente invenção não está limitada à disposição especifica do espelho plano 221 e do espelho de Porro 222, podendo ser utilizadas outras configurações ópticas, sem que isso implique um desvio dos ensinamentos e vantagens da mesma.The optical assembly 22 includes a first lens 220, a flat mirror 221, a Porro mirror 222 and a second lens 224, all of these elements lying in the path of the laser beam 18 and the wavefront 24. A The first and second lenses (220 and 224) are identical and held in fixed positions. The Porro mirror 222 is provided with a linear movement as indicated by the arrow 223 to change the length of the optical path between the lenses 220 and 224. It should be understood, however, that the present invention is not limited to the specific arrangement the mirror 221 and the mirror 222, other optical configurations may be used, without this entailing a deviation from the teachings and advantages thereof.

Identifica-se uma "posição zero" do espelho de Porro 222 substituindo o olho 120 por uma fonte de calibração de luz colimada, de modo a obter-se uma frente de onda de referência, como uma onda plana perfeita 110. Essa fonte pode ser constituída por um feixe laser expandido por um telescópio até um diâmetro que abranja o plano da imagem do analisador da frente de onda 26 e pelo ajustamento do espelho de Porro 222 até o analisador da frente da onda 26 detectar a colimação da luz. Note-se que as alterações do comprimento da trajectória óptica introduzidas pelo espelho de Porro 222 podem ser calibradas em dioptrias, a fim de permitir uma correcção dióptrica esférica aproximada.A " zero position " of the Porro mirror 222 by replacing the eye 120 by a collimated light calibration source so as to obtain a reference wavefront as a perfect flat wave 110. This source may be comprised of a laser beam expanded by a telescope to a diameter encompassing the image plane of the wavefront analyzer 26 and by adjusting the Porro mirror 222 until the wavefront analyzer 26 detects light collimation. It should be noted that changes in the optical path length introduced by the Porro mirror 222 can be calibrated in diopters in order to allow approximate spherical dioptric correction.

Com vista a determinar empiricamente a eficiência terapêutica de um perfil de feixe específico na produção de uma alteração pretendida da refracçâo, foram recolhidos 13 dados sobre a ablação de córneas humanas in vivo com perfis de ablação conhecidos e perfis de fluência de feixes laser conhecidos. Utilizou-se a precisão e ausência de subjectividade desta medição da frente de onda para determinar os resultados ópticos e, consequentemente, a eficiência terapêutica de perfis de ablação específicos. Quaisquer desvios da alteração prevista da aberração são atribuíveis a diferenças relativas na eficácia da ablação da superfície da córnea. A partir de dados clínicos, derivou-se uma função generalizada simples da eficiência da ablação utilizando perfis de ablação nominais miópicos e hipermetrópicos. Os dados foram recolhidos de perfis de ablação nominais obtidos com um ponto de análise de feixe restrito de um laser de excímero, como o divulgado nas U.S. Pat. Nos 5.849.006 e 5.632.742, cujos teores se dão aqui por reproduzidos por referência. A função de atenuação radialmente simétrica da presente invenção foi determinada por análise dos gráficos da profundidade de ablação pretendida e obtida versus a posição corneana radial normalizada de olhos miópicos (FIG. 2) e hipermetrópicos (FIG. 3) . Em termos gerais, a função de eficiência da ablação apresenta a forma polinomial A+Bp+Cp2+Dp3+ . . . +Xpn, acima descrita. Numa configuração específica, a função tem forma A+Bp+Cpz + Dp3+Ep4, com coeficientes exemplifícativos A «= 0.95, B * 0, C -0.3, 14 D= -0.25 e E=0.3 para um raio da zona óptica de 3.25 mm. A função da eficiência da ablação inclui qualquer dependência radial da velocidade real de ablação, ou seja, por exemplo, mícrómetros de tecido removido por pulso. Incorpora ainda qualquer efeito biomecânico ou variação intrínseca das propriedades ópticas da córnea susceptíveis de influenciar o resultado óptico de uma forma radialmente dependente.In order to empirically determine the therapeutic efficacy of a specific beam profile in producing an intended refractive change, 13 data on human corneal ablation in vivo with known ablation profiles and known laser beam creep profiles were collected. The accuracy and non-subjectivity of this wavefront measurement was used to determine the optical results and, consequently, the therapeutic efficacy of specific ablation profiles. Any deviations from the predicted change in aberration are attributable to relative differences in the efficacy of corneal surface ablation. From clinical data, a simple generalized function of ablation efficiency was derived using nominal myopic and hypermetropic ablation profiles. Data were collected from nominal ablation profiles obtained with an excimer laser restricted beam analysis point, as disclosed in U.S. Pat. Nos. 5,849,006 and 5,632,742, the contents of which are hereby reproduced by reference. The radially symmetric attenuation function of the present invention was determined by analysis of the desired and obtained ablation depth plots versus the normalized radial corneal position of myopic eyes (FIG.2) and hypermetropic (FIG 3). In general terms, the ablation efficiency function has the polynomial form A + Bp + Cp2 + Dp3 +. . . + Xpn, described above. In a specific configuration, the function has the form A + Bp + Cpz + Dp3 + Ep4, with exemplifiable coefficients A = 0.95, B * 0, C -0.3, 14 D = -0.25 and E = 0.3 for a radius of the optical zone of 3.25 mm. The function of the ablation efficiency includes any radial dependence of the actual ablation velocity, i.e., for example, pulse-removed tissue micrometers. It also incorporates any biomechanical effect or intrinsic variation of the corneal optical properties likely to influence the optical result in a radially dependent manner.

Utiliza-se então a função de atenuação ou de eficiência para modificar o perfil de tratamento, considerando a alteração desejada da profundidade da córnea (o perfil de ablação nominal) e dividindo-a pela função de atenuação. Obtém-se assim um novo perfil de ablação que produz a alteração desejada.The attenuation or efficiency function is then used to modify the treatment profile, considering the desired change in corneal depth (the nominal ablation profile) and dividing it by the attenuation function. This results in a new ablation profile that produces the desired change.

Numa configuração específica, a atenuação é obtida calculando a descrição de Zernike do perfil de ablação e dividindo o polinómio de Zernike pelo perfil de atenuação introduzido no sistema de emissão do feixe laser: •^input (ρ,θ) —Pdesired (P , Θ) / (A+Bp+Cp2 +Dp3 +... +Xpn)In a specific configuration, the attenuation is obtained by calculating the Zernike description of the ablation profile and dividing the Zernike polynomial by the attenuation profile introduced in the laser beam emission system: • ^ (ρ, θ) -Pdesired (P, Θ ) / (A + Bp + Cp2 + Dp3 + ... + Xpn)

Num gráfico de uma forma simples desta função, 1-0.3r2, em que rmax=3.25 mm (FIG. 4A) , a eficiência de ablação radialmente dependente varia entre valores aproximados de 1 15 numa localização central da superfície da córnea, em que r«0 e de 0.7 numa localização não central, em que r~3.25 mm. A FIG. 4B ilustra uma versão mais pormenorizada da função de atenuação, 0.95-0.3r2-0.25r3+0.3r4, cuja forma é mais complexa. A função específica aplicada a um determinado sistema laser para fins terapêuticos pode depender das características próprias do dispositivo em causa, como energia do feixe, etc. Os coeficientes do polinómio da função de atenuação podem portanto ser ajustado com vista a optimizar os resultados para condições terapêuticas específicas. A correcção óptica baseia-se preferencialmente em índice refractivos dos meios através dos quais passa a frente de onda. Numa versão específica, o conversor dá a diferença de trajectória, através de uma reconstrução de Zernike da frente de onda, sendo essa diferença dividida pela diferença entre o índice de refracção do material corneano e o índice de refracção do ar. A correcção óptica é uma alteração prescrita da curvatura da superfície da córnea, baseando-se a correcção óptica obtida pela remodelação da curvatura da superfície corneana na alteração prescrita, independentemente da nova topografia da superfície global da córnea. 16In a simple graph of this function, 1-0.3r2, where rmax = 3.25 mm (FIG 4A), the radially dependent ablation efficiency varies between values of about 15 at a central location of the surface of the cornea, where r 0 and 0.7 in a non-central location, where r = 3.25 mm. FIG. 4B illustrates a more detailed version of the attenuation function, 0.95-0.3r2-0.25r3 + 0.3r4, whose form is more complex. The specific function applied to a particular laser system for therapeutic purposes may depend on the characteristics of the device in question, such as beam energy, etc. The polynomial coefficients of the attenuation function may therefore be adjusted in order to optimize the results for specific therapeutic conditions. The optical correction is preferably based on refractive index of the means through which the wavefront passes. In a specific version, the converter gives the trajectory difference through a Zernike reconstruction of the wavefront, this difference being divided by the difference between the refractive index of the corneal material and the refractive index of the air. Optical correction is a prescribed change in the curvature of the corneal surface, based on the optical correction obtained by remodeling the corneal surface curvature at the prescribed change, regardless of the new topography of the corneal surface. 16

Um sistema exemplificativo de emissão de raios laser 5 (FIG. 5) e um sistema de detecção ocular podem incluir, por hipótese, os descritos na U.S. Pat. N° 5.980.513, detida em co-propriedade com o presente pedido e cujo conteúdo se dá aqui por reproduzido por referência. A parte de emissão do feixe laser do sistema 5 inclui a fonte de laser terapêutico 500, o sistema óptico de projecção 510, o sistema do espelho de translação, X-Y 520, o controlador de translação do feixe 530, o separador de feixe dicróico 200 e sistema de espelhos de ajustamento do ângulo do feixe 300. Os pulsos laser são distribuídos como disparos pela área a remover ou escavar, de preferência segundo uma sequência de distribuição que permita obter a forma desejada do objecto ou da córnea. 0 feixe laser pulsado é preferencialmente desviado de modo a direccionar os disparos para uma série de posições espacialmente distribuídas pela superfície corneana, de modo a formar uma série de pontos de ablação espacialmente distribuídos. Cada um destes pontos pode ter um diâmetro predeterminado, como por exemplo, 2.5 ou 1.0 mm e uma distribuição de intensidade definida, por exemplo, por um perfil de distribuição gaussiana ou sensivelmente plano através do ponto.An exemplary laser emission system 5 (FIG.5) and an ocular detection system may hypothesize those described in U.S. Pat. No. 5,980,513, owned jointly with the present application and the contents hereof are reproduced by reference. The laser beam emission portion of the system 5 includes the therapeutic laser source 500, the optical projection system 510, the translational mirror system, XY 520, the beam translation controller 530, the dichroic beam separator 200 and beam angle adjustment mirror system 300. The laser pulses are distributed as shots by the area to be removed or excavated, preferably in a distribution sequence that allows the desired shape of the object or cornea to be obtained. The pulsed laser beam is preferably biased in order to direct the shots to a number of positions spatially distributed over the corneal surface so as to form a series of spatially distributed ablation points. Each of these points may have a predetermined diameter, such as 2.5 or 1.0 mm and an intensity distribution defined, for example, by a Gaussian distribution profile or substantially flat across the point.

No sistema de emissão de raios laserS, a fonte de laser 500 17 produz um feixe laser 502 incidente no sistema de projecção 510. Este último ajusta o diâmetro e distância até ao foco do feixe 502, em função dos requisitos do procedimento especifico a realizar.In the laser beam emission system, the laser source 500 17 produces a laser beam 502 incident on the projection system 510. The latter adjusts the diameter and distance to the focus of the beam 502, depending on the requirements of the specific procedure to be performed.

Depois de sair do sistema de projecção 510, o feixe 502 incide no sistema do espelho de translação X-Y 520, onde é translaccionado ou desviado independentemente ao longo de dois eixos ortogonais, consoante determinado pelo controlador de translação 530. Regra geral, o controlador 530 é um processador programado com um conjunto predeterminado de translações ou desvios bidimensionais do feixe 502, em função do procedimento oftálmico realizado. Cada um dos eixos de translação X e Y é controlado independentemente por um espelho de translação. 0 componente de detecção ocular do sistema 5 inclui um sensor do movimento ocular 100, um separador de feixe dicróico 200 e um espelho de ajustamento angular 300. 0 sensor 100 determina o valor do movimento ocular e utiliza esse valor para ajustar os espelhos 310 e 320 para acompanhar o movimento do olho. Para o efeito, o sensor 100 transmite inicialmente a energia luminosa 101-T, seleccionada para transmissão através do separador de feixe dicróico 200. Simultaneamente, após ter sido sujeito a translação, em função do procedimento terapêutico 18 específico, o feixe 502 incide no separador de feixe dicróico 200, que foi seleccionado para reflectir esse mesmo feixe 502 (ex. um feixe laser com um comprimento de onda de 193 nm) para o sistema óptico de espelhos de ajustamento angular 300. A energia luminosa 101-T é alinhada de modo a ficar paralela com o feixe 502 incidente no sistema de espelhos de ajustamento angular 300. Deve ficar entendido que o termo "paralelo" utilizado neste contexto inclui a possibilidade de a energia luminosa 101-T e o feixe 502 poderem ser coincidentes ou colineares. Tanto a energia luminosa 101-T como o feixe 502 são reciprocamente ajustados pelo sistema óptico 300. Deste modo, ambos mantêm o seu paralelismo quando incidem no olho 120. Uma vez que o espelho de translação X-Y 520 desvia a posição do feixe 502 em translação independentemente do sistema óptico 300, a relação paralela entre o feixe 502 e a energia luminosa 101-T é mantida durante todo o procedimento oftálmico efectuado. O sistema óptico do espelho de ajustamento angular do feixe é constituído pelos espelhos de rotação independente 310 e 320. 0 espelho 310 roda em torno do eixo 312, como indicado pela seta 314, ao passo que o espelho 320 roda em torno do eixo 322, como indicado pela seta 324. Os eixos 312 e 322 19 são ortogonais. Deste modo, o espelho 310 pode deflectir a energia luminosa 101-T e o feixe 502 num primeiro plano (ex. elevação) e o espelho 320 pode deflectir independentemente a energia luminosa 101-T e o feixe 502 num segundo plano (ex. azimute) que é perpendicular ao primeiro. Ao saírem do sistema do espelho de ajustamento angular do feixe 300, a energia luminosa 101-T e o feixe 502 incidem no olho 120. O movimento dos espelhos 310 e 320 é geralmente produzido por servo controladores/controladores 316 e 326, respectivamente. De um modo geral, os controladores 316 e 326 devem ter capacidade para reagir rapidamente quando o erro medido pelo sensor de movimento ocular 100 é acentuado e assegurar um ganho muito elevado desde baixas frequências (DC) até cerca de 100 radianos por segundo, a fim de eliminar praticamente tanto o erro permanente como transitório.After exiting the projection system 510, the beam 502 impinges on the translational mirror system XY 520, where it is translated or diverted independently along two orthogonal axes, as determined by the translation controller 530. As a rule, the controller 530 is a processor programmed with a predetermined set of translations or two-dimensional deviations of the beam 502, as a function of the performed ophthalmic procedure. Each of the translation axes X and Y is independently controlled by a translation mirror. The ocular sensing member 5 of the system 5 includes an ocular motion sensor 100, a dichroic beam separator 200, and an angular adjustment mirror 300. The sensor 100 determines the value of ocular movement and uses that value to adjust the mirrors 310 and 320 to accompany the eye movement. For this purpose, the sensor 100 initially transmits the light energy 101-T selected for transmission through the dichroic beam separator 200. Simultaneously, after being subjected to translation, as a function of the specific therapeutic procedure 18, the beam 502 intersects the separator of dichroic beam 200, which has been selected to reflect that same beam 502 (eg a laser beam with a wavelength of 193 nm) to the angular adjustment mirror optical system 300. The light energy 101-T is so aligned to be parallel with the beam 502 incident on the angular adjustment mirror system 300. It is to be understood that the term " parallel " used in this context includes the possibility that the light energy 101-T and the beam 502 may be coincident or collinear. Both the light energy 101-T and the beam 502 are reciprocally adjusted by the optical system 300. In this way, both maintain their parallelism as they strike the eye 120. Since the translational mirror XY 520 deflects the position of the beam 502 in translation irrespective of the optical system 300, the parallel relationship between the beam 502 and the light energy 101-T is maintained throughout the ophthalmic procedure performed. The optical system of the beam angular adjustment mirror is constituted by the independent rotation mirrors 310 and 320. The mirror 310 rotates about the axis 312 as indicated by the arrow 314, whereas the mirror 320 rotates about the axis 322, as indicated by the arrow 324. The axes 312 and 322 are orthogonal. Thus, the mirror 310 can deflect the light energy 101-T and the beam 502 in a first plane (eg elevation) and the mirror 320 may independently deflect the light energy 101-T and the beam 502 in a second plane (eg azimuth ) which is perpendicular to the first. Upon exit from the angular adjustment mirror system of the beam 300, the light energy 101-T and the beam 502 incident on the eye 120. The movement of the mirrors 310 and 320 is generally produced by servo controllers / controllers 316 and 326, respectively. Generally, the controllers 316 and 326 should be able to react rapidly when the error measured by the ocular motion sensor 100 is accentuated and ensure a very high gain from low frequencies (DC) to about 100 radians per second in order to eliminate practically both permanent and transient errors.

Mais especificamente, o sensor do movimento ocular 100 dá uma medida do erro entre o centro da pupila (ou um desvio do centro da pupila, seleccionado pelo médico) e o local para onde o espelho 310 aponta. A energia luminosa 101-R reflectida pelo olho 120 regressa através do sistema óptico 300 e do separador de feixe 200 20 para detecção no sensor 100. O sensor 100 determina a grandeza do movimento ocular com base nas alterações da energia de reflexão 101-R. O sensor 100 envia sinais de controlo de erro indicativos da grandeza do movimento ocular ao sistema óptico do espelho de ajustamento angular 300. Os sinais de controlo de erro regulam o movimento ou realinhamento dos espelhos 310 e 320 na tentativa de reduzir esses mesmos sinais a zero. Ao fazê-lo, a energia luminosa 101-T e o feixe 502 são deslocados em correspondência com o movimento ocular, enquanto que a posição efectiva do feixe 502 em relação ao centro da pupila é controlado pelo sistema óptico do espelho de translação X-Y.More specifically, the ocular motion sensor 100 gives a measure of the error between the center of the pupil (or a deviation from the center of the pupil, selected by the physician) and the location where the mirror 310 points. The light energy 101-R reflected by the eye 120 returns through the optical system 300 and the beam separator 200 for detection in the sensor 100. The sensor 100 determines the magnitude of the ocular movement based on the changes of the reflection energy 101-R. The sensor 100 sends error control signals indicative of the magnitude of ocular movement to the optical system of the angular adjustment mirror 300. The error control signals regulate the movement or realignment of the mirrors 310 and 320 in an attempt to reduce those same signals to zero . In doing so, the light energy 101-T and the beam 502 are displaced in correspondence of the ocular movement, while the effective position of the beam 502 relative to the center of the pupil is controlled by the optical system of the translational mirror X-Y.

Para tirar partido das propriedades do separador de feixe 200, a energia luminosa 101-T deve ter um comprimento de onda diferente do feixe laser 502. A energia luminosa deve, de preferência, situar-se fora do espectro visível, por forma a não interferir ou obstruir a visão do olho 120 pelo cirurgião. Mais, se a presente invenção for utilizada em procedimentos de cirurgia oftálmica, a energia luminosa 101-T tem de ser "segura para o olho, " tal como definido pelo American National Standards Institute (ANSI). Dado que estes requisitos são satisfeitos por numerosos comprimentos de onda, a energia luminosa 101-T pode incluir, a título de exemplo, o infravermelho na região dos 900-nm. Para além de 21 preencher os critérios supracitados, a luz nesta região é produzida por fontes rapidamente disponíveis e acessíveis em termos económicos. Uma fonte luminosa deste tipo é um laser de elevada taxa de repetição de pulsos GaAs 905 nm, operando a 4 kHz, que produz um pulso seguro para o olho, de acordo com a definição do ANSI de 10 nJ num pulso de 50-ns. Pode igualmente ser adoptado um sistema de ablação corneana, que utilize uma ablação de 193-nm num intervalo de fluência de 100-1000 mJ/cm2 e um pequeno ponto (<2.5 mm). Uma realização preferida utiliza um ponto <1.0 mm e fluências pico de 400-600 mJ/cm2.In order to take advantage of the properties of the beam separator 200, the light energy 101-T must have a wavelength different from the laser beam 502. The light energy preferably should lie outside the visible spectrum in order not to interfere or obstruct the vision of the eye 120 by the surgeon. Furthermore, if the present invention is used in ophthalmic surgery procedures, the light energy 101-T must be "safe for the eye," " as defined by the American National Standards Institute (ANSI). As these requirements are satisfied by numerous wavelengths, the light energy 101-T may include, for example, the infrared in the 900-nm region. In addition to fulfilling the above criteria, light in this region is produced by readily available and economically accessible sources. One light source of this type is a high-rate 905 nm GaAs pulse rate laser, operating at 4 kHz, which produces a safe pulse for the eye, according to the ANSI definition of 10 nJ on a 50-ns pulse. A corneal ablation system using a 193-nm ablation in a fluence range of 100-1000 mJ / cm2 and a small dot (<2.5 mm) may also be adopted. A preferred embodiment utilizes a point <1.0 mm and peak fluences of 400-600 mJ / cm2.

Este aspecto da presente invenção proporciona assim um sistema e método para obter uma função de correcção de compensação, que permite eliminar ou cancelar a função de eficiência da ablação, de modo a obter-se a forma desejada do volume de remoção corneana e um resultado óptico ideal.This aspect of the present invention thus provides a system and method for obtaining a compensation correction function which allows to eliminate or cancel the ablation efficiency function in order to obtain the desired shape of the corneal removal volume and an optical result ideal.

Uma segunda realização da presente invenção inclui um sistema e método para converter dados da frente de onda medida num perfil de ablação para utilização na cirurgia correctiva do olho 120 com laser. Os dados podem ser obtidos utilizando, por exemplo, um sistema 10, tal como ilustrado esquematicamente na FIG. 1, embora esta opção não seja limitativa. O sistema e método visam converter os dados da frente de onda medida num perfil de ablação para 22 correcção das deficiências visuais medidas. O perfil de ablação é então aplicado ao olho 120 mediante um sistema 5, tal como ilustrado na FIG. 5, embora o mesmo não tenha carácter limitativo. O sistema 60 das FIGS. 6 e 8B mostra como a frente de onda de entrada 64 é calculada a partir da frente de onda pré-operatória 65 e dos parâmetros de ajustamento 66, calculados com base nas tendências identificadas.A second embodiment of the present invention includes a system and method for converting measured wavefront data into an ablation profile for use in corrective laser eye surgery 120. The data can be obtained using, for example, a system 10, as schematically illustrated in FIG. 1, although this option is not limiting. The system and method are intended to convert the measured wavefront data into an ablation profile for correction of measured visual impairments. The ablation profile is then applied to eye 120 by a system 5, as shown in FIG. 5, although this is not of a restrictive nature. The system 60 of FIGS. 6 and 8B shows how the input wavefront 64 is calculated from the preoperative wavefront 65 and the adjustment parameters 66, calculated on the basis of identified trends.

Neste aspecto da invenção, foram identificadas tendências não específicas dos vários locais por análise dos dados colhidos no pré e no pós-operatório, os quais foram armazenados numa base de dados 61 em comunicação electrónica com um processador 62, que aloja um software 63 para cálculo do perfil de ablação da presente invenção. Uma pessoa com conhecimentos técnicos compreenderá que um sistema 60 deste tipo pode variar em função do local, podendo ser identificadas tendências específicas do mesmo.In this aspect of the invention, non-specific trends of the various sites were identified by analyzing pre and post-operative data, which were stored in a database 61 in electronic communication with a processor 62, which houses software 63 for calculation of the ablation profile of the present invention. A person skilled in the art will appreciate that such a system 60 may vary depending on location, and specific trends thereof may be identified.

Tal como acima referido, o algoritmo 67 (FIG. 8B) compensa a eficácia radialmente decrescente da ablação, à medida que o feixe laser de tratamento se afasta do centro da córnea para aplicar uma correcção apropriada da aberração. O objectivo do algoritmo consiste em calcular a frente de onda de entrada modificada, a qual, quando utilizada como base para a cirurgia correctiva com laser, tal como atrás 23 descrito, produz um perfil de tratamento 68, que leva a resultados ópticos ideais. 0 algoritmo acima referido é utilizado nas correcções da miopia e da hipermetrofia e demonstrou proporcionar bons resultados clínicos nas duas vertentes, produzindo um número significativamente menor de aberrações esféricas pós-operatórias do que os sistemas de tratamento anteriormente conhecidos. No entanto, tendo o algoritmo sido desenvolvido para utilização com os dois tipos de correcção, qualquer efeito específico de uma delas (ex. resposta de cicatrização pós-operatória, forças, biomecânicas, etc.) pode não ser optimamente ponderado no algoritmo comum.As discussed above, algorithm 67 (FIG 8B) compensates for the radially decreasing effectiveness of ablation as the treatment laser beam moves away from the center of the cornea to apply an appropriate correction of the aberration. The aim of the algorithm is to calculate the modified input wavefront, which, when used as the basis for corrective laser surgery, as described above, produces a treatment profile 68, which leads to optimal optical results. The above algorithm is used in the corrections of myopia and hypermetrophy and has been shown to provide good clinical results on both sides, producing a significantly lower number of postoperative spherical aberrations than previously known treatment systems. However, since the algorithm has been developed for use with both types of correction, any specific effect of one of them (eg postoperative healing response, forces, biomechanics, etc.) may not be optimally weighted in the common algorithm.

Se os efeitos forem consistentes (i.e., não específicos de uma determinada localização cirúrgica, microqueratoma, etc.) e predizíveis (i.e., rigorosamente descritos por expressões matemáticas simples), um possível método de abordagem 700 consiste em ajustar a frente de onda alvo no algoritmo de tratamento, tal como ilustrado no diagrama de blocos da FIG. 7. Este método preserva o algoritmo provado, ao mesmo tempo que introduz automaticamente um ajustamento específico que, numa configuração preferida para correcções miópicas, é específico da frente de onda alvo, a fim de optimizar os resultados da cirurgia da miopia. Esta 24 característica não representa qualquer limitação, podendo o sistema ser igualmente aplicado à cirurgia da hipermetrofia. 0 método 700 inclui os passos de medição dos dados da frente de onda pré e pós-operatórios, numa série de olhos com aberrações (bloco 701) e respectiva armazenagem na base de dados 61 (bloco 702). Os dados pré-operatórios são medidos ao longo de um primeiro raio, sendo os dados pós-operatórios medidos num segundo raio, menor do que o primeiro. A título de exemplo, o primeiro e segundo raios incluem 3,25 e 2,5 mm, respectivamente, embora estes valores não sejam limitativos.If the effects are consistent (ie, not specific to a particular surgical site, microkeratome, etc.) and predictable (ie, strictly described by simple mathematical expressions), a possible approach method 700 is to set the target wavefront in the algorithm as shown in the block diagram of FIG. 7. This method preserves the proven algorithm while automatically introducing a specific adjustment which, in a preferred configuration for myopic corrections, is specific to the target wavefront in order to optimize the results of myopia surgery. This feature does not represent any limitation, and the system may also be applied to hyper-oximetry surgery. Method 700 includes the steps of measuring pre and post-wave wavefront data in a series of aberrated eyes (block 701) and respective storage in the database 61 (block 702). The preoperative data are measured over a first radius, the postoperative data being measured in a second radius, smaller than the first radius. By way of example, the first and second rays include 3.25 and 2.5 mm, respectively, although these values are not limiting.

Um dos conjuntos de dados pré- e pós-operatórios é então convertido para se obter uma concordância dimensional com outros dados pré e pós-operatórios (bloco 703). Verificou-se, em ensaios clínicos, a inexistência de diferenças mensuráveis entre o aumento dos dados pós-operatórios e a diminuição dos dados pré-operatórios.One of the pre- and post-operative data sets is then converted to achieve dimensional agreement with other pre- and post-operative data (block 703). The lack of measurable differences between the increase in postoperative data and the decrease in preoperative data were found in clinical trials.

Em seguida, são recolhidos dados da frente de onda medida num olho 120 com aberrações não tratado (bloco 704) . Determina- se então uma diferença de trajectória óptica entre uma onda de referência e a frente de onda (bloco 705). Os dados da frente de onda medida e os dados 25 armazenados são modelados como um polinómio, incluindo uma série de coeficientes (bloco 706). Numa versão preferida, o polinómio inclui um polinómio de Zernike.Thereafter, measured wavefront data is collected on an untreated aberration eye 120 (block 704). An optical path difference between a reference wave and the wavefront (block 705) is then determined. The measured wavefront data and the stored data 25 are modeled as a polynomial, including a series of coefficients (block 706). In a preferred version, the polynomial includes a Zernike polynomial.

Os dados da frente de onda medida são correlacionados com dados acumulados armazenados na base de dados 61 de olhos previamente tratados (bloco 707). De preferência, cada coeficiente é correlacionado com um ou mais coeficiente dos dados armazenados.The measured wavefront data is correlated with accumulated data stored in the pre-treated eye database 61 (block 707). Preferably, each coefficient is correlated with one or more coefficients of the stored data.

Em seguida, é aplicado um ajustamento aos dados da frente de onda medidos com base na correlação para formar dados de frente de onda ajustados para introdução num algoritmo de correcção de dados de frente de onda (bloco 708). Este algoritmo é utilizado para calcular um perfil de ablação da córnea (bloco 709).Thereafter, an adjustment to the wavefront data measured on a correlation basis is applied to form wavefront data adjusted for introduction into a wavefront data correction algorithm (block 708). This algorithm is used to calculate a corneal ablation profile (block 709).

Passam a apresentar-se os métodos analíticos e resultados clínicos exemplíficativos com referência às FIGS. 9-15. Os olhos incluídos na análise consistiam em 118 olhos miópicos de quatro locais, em relação aos quais se dispunha de dados de acompanhamento de três meses. Os dados relativos a cada olho incluíam medições da frente de onda nas consultas pre-operatória e aos três meses, bem como refracções medidas por foróptero nos mesmos períodos. 26Exemplary analytical methods and clinical results are given with reference to FIGS. 9-15. The eyes included in the analysis consisted of 118 myopic eyes from four sites, for which three-month follow-up data were available. Data for each eye included wavefront measurements at preoperative and three month consultations, as well as refractions measured by phoropter at the same time points. 26

As medições da frente de onda na versão exemplificativa são efectuadas com um dispositivo do tipo ilustrado na FIG. 1, utilizando um comprimento de onda de 67 0 nm, embora este facto não seja entendido como uma limitação. As frentes de ondas pré-operatórias são reconstruídas num raio de 3,25 mm, correspondendo à zona óptica de uma ablação por laser. Os dados pós-operatórios são processados num raio menor, de 2,5 mm, para evitar dados da frente de onda periférica susceptiveis de afectar a avaliação na zona óptica. Para permitir uma comparação directa entre os dados pré e pós-operatórios, um dos conjuntos de dados é ajustado para as dimensões do círculo unitário do outro conjunto. Ambas as operações foram testadas, sendo os resultados consistentes nas duas dimensões. Incluem-se os resultados do aumento dos dados de 2,5 mm para 3,25 mm. A alteração pretendida nos diversos termos de Zernike foi comparada com a obtida aos três meses. Todos os dados foram ajustados para o raio da zona óptica de 3,25 mm e, em seguida, os coeficientes de Zernike pós-operatórios foram subtraídos dos valores pré-operatórios. As diferenças foram analisadas em relação aos valores pré-operatórios, sendo o objectivo de cada cirurgia a obtenção de zero aberrações residuais. As alterações pretendidas e obtidas das aberrações da frente de onda foram submetidas a análise estatística para identificação de correlações 27 significativas, positivas ou negativas. Cada termo de entrada foi verificado contra cada termo de saida.The wavefront measurements in the exemplary embodiment are performed with a device of the type shown in FIG. 1, using a wavelength of 6700 nm, although this is not to be understood as a limitation. The preoperative wave fronts are reconstructed within a radius of 3.25 mm, corresponding to the optical zone of a laser ablation. The postoperative data are processed in a smaller radius of 2.5 mm to avoid peripheral wavefront data likely to affect the evaluation in the optical zone. To allow a direct comparison between pre and post operative data, one of the data sets is adjusted to the dimensions of the unit circle of the other set. Both operations were tested, and the results were consistent in both dimensions. Results of the data increase from 2.5 mm to 3.25 mm are included. The desired change in the various terms of Zernike was compared with that obtained at three months. All data were adjusted to the optical zone radius of 3.25 mm and then the postoperative Zernike coefficients were subtracted from the preoperative values. The differences were analyzed in relation to the preoperative values, with the objective of each surgery being to obtain zero residual aberrations. The desired changes and obtained from the wavefront aberrations were submitted to statistical analysis to identify significant correlations, positive or negative. Each input term was checked against each output term.

Nos casos em que existia uma correlação significativa entre uma alteração obtida e uma ou mais alterações pretendidas da aberração, foi aplicada uma análise de ajuste dos mínimos quadrados, a fim de determinar a relação linear óptima. Por exemplo, no caso da alteração obtida no termo de Zernike CM ser dependente de forma significativa das alterações pretendidas em ambas CM e numa segunda aberração Cn, o resultado da análise tendencial seria uma equação descrevendo a relação linear de melhor ajuste:In cases where there was a significant correlation between a change obtained and one or more desired alterations of the aberration, a least squares fit analysis was applied in order to determine the optimal linear relationship. For example, if the change obtained in the Zernike CM term is significantly dependent on the desired changes in both CM and a second Cn aberration, the result of the trend analysis would be an equation describing the linear relationship of best fit:

CM obtida = A (CM pretendida) + B (CN pretendida) + K em que A e B são dependências lineares de melhor ajuste e K é um desvio constante.CM obtained = A (desired CM) + B (desired CN) + K where A and B are best-fit linear dependencies and K is a constant offset.

Quando se observaram tendências significativas, os dados foram divididos em dois subgrupos contendo os olhos do maior grupo e os restantes olhos dos outros quatro locais. Os dados foram, em seguida, reanalisados para estes dois subgrupos e comparados com os grupos combinados maiores, para assegurar a consistência das tendências. A FIG. 9 ilustra graficamente a relação entre as refracções 28 com um equivalente esférico no pré-operatório (abcissa) e aos três meses de pós-operatório (ordenada), com base no exame do feróptero, para N=118. Os resultados não evidenciam uma correlação significativa com a miopia pré-operatória. A linha do melhor ajuste é substancialmente horizontal e apresenta um ligeiro desvio negativo. Ao longo de todo o intervalo de correcção miópica pretendida, observa-se uma tendência para uma ligeira subcorrecção, em média de aproximadamente H de dioptria. Este achado persistiu quando os dados foram divididos em subgrupos por local, tal como indicado no Quadro 1. Embora esta diferença seja reduzida, pensa-se que os tratamentos personalizados podem ser melhorados se a correcção miópica alvo da frente de onda for aumentada H de dioptria.When significant trends were observed, the data were divided into two subgroups containing the eyes of the largest group and the remaining eyes of the other four sites. Data were then reanalyzed for these two subgroups and compared to the larger combined groups to ensure consistency of trends. FIG. 9 graphically illustrates the relationship between refractions 28 with a spherical equivalent in the preoperative (abscissa) and three months post-operative (ordinate), based on the examination of the feropter, for N = 118. The results do not show a significant correlation with preoperative myopia. The best fit line is substantially horizontal and shows a slight negative offset. Throughout the desired myopic correction range, there is a tendency for a slight undercorrection, averaging approximately H of diopter. This finding persisted when the data were divided into subgroups by site, as shown in Table 1. Although this difference is reduced, it is thought that personalized treatments can be improved if the myopic correction of the wavefront is increased by diopter H .

Quadro 1 Comparação das Refracções SE Pré- e Pós-Op para Diferentes Locais Grupo de Dados Refracção EE Média Pré-OP (D) Refracção EE Média aos 3 Meses (D) Todos olhos (N=118) -3.38 -0.26 Waterloo (N = 62) -3.31 -0.20 Outras Unid. (N = 56) -3.47 -0.32Table 1 Comparison of Refractions SE Pre- and Post-Op for Different Places Data Group Refraction EE Mean Pre-OP (D) Refraction EE Average at 3 Months (D) All eyes (N = 118) -3.38 -0.26 Waterloo = 62) -3.31 -0.20 Other Units (N = 56) -3.47 -0.32

Os resultados significativos obtidos na comparação entre as alterações pretendida e obtida nas várias aberrações da frente da onda incluem: 29 • A análise de regressão linear evidenciou um elevado grau de correlação entre as correcções pretendida e obtida de cada uma das aberrações da frente de onda de segunda ordem (i.e., desfocagem, astigmatismo primário obliquo e astigmatismo primário horizontal/vertical— C3, C4, e C5) . • Para o termo C5, que corresponde a astigmatismo horizontal/vertical, verificou-se um pequeno desvio consistente (i.e., um pequeno termo constante na relação linear de melhor ajuste). • As alterações obtidas em todas as aberrações de terceira ordem (aberração esférica, astigmatismo secundário obliquo e astigmatismo secundário horizontal/vertical —C6 a Cg), bem como nas duas aberrações de quarta ordem "tetrafoil" (C13 e C14) apresentaram todas uma correlação positiva com a alteração pretendida em cada uma, embora os coeficientes de correlação fossem menores do que os observados com os termos de segunda ordem. • As alterações obtidas nas três aberrações restantes (Cio, Cu, e C12) foram únicas, na medida em que apresentaram uma correlação significativa com as alterações pretendidas em outras aberrações (C3, C4, e C5, respectivamente) e em relação a si próprias. 30 • Não se observou qualquer correlação cruzada significativa nas outras aberrações. A FIG. 10 ilustra graficamente a relação entre a correcção da desfocagem pretendida versus obtida (C3) . Em relação aos 118 olhos, a alteração obtida foi em média de 89.89% da pretendida, com um elevado grau de correlação. Este achado foi igualmente observado quando os dados foram divididos nos dois subgrupos, tal como indicado no Quadro 2.The significant results obtained in the comparison between the intended and obtained changes in the various aberrations of the wave front include: • Linear regression analysis showed a high degree of correlation between the desired and obtained corrections of each of the wavefront aberrations of second order (ie, defocus, oblique primary astigmatism and primary horizontal / vertical astigmatism - C3, C4, and C5). • For the term C5, which corresponds to horizontal / vertical astigmatism, there was a small consistent deviation (i.e., a small constant term in the best fit linear relation). • The changes obtained in all third order aberrations (spherical aberration, secondary oblique astigmatism and secondary horizontal / vertical astigmatism -C6 to Cg), as well as in the two fourth order aberrations " tetrafoil " (C13 and C14) all showed a positive correlation with the desired change in each one, although the correlation coefficients were smaller than those observed with the second order terms. • The changes obtained in the three remaining aberrations (Cio, Cu, and C12) were unique in that they showed a significant correlation with the alterations expected in other aberrations (C3, C4, and C5, respectively) and in relation to themselves . • No significant cross-correlation was observed in the other aberrations. FIG. 10 graphically illustrates the relationship between the desired versus achieved (C3) blur correction. In relation to the 118 eyes, the change obtained was on average 89.89% of the intended one, with a high degree of correlation. This finding was also observed when the data were divided into the two subgroups, as indicated in Table 2.

Quadro 2 Análise de Regressão Linear da Correcção da Desfocagem Grupo de Dados Declive linear Coeficiente de melhor ajuste correlação Todos os olhos (N = 118) 0.8989 +0.943 Waterloo (N = 62) 0.8915 +0.961 Não-Waterloo (N = 56) 0.9073 +0.929 A FIG. 11 ilustra graficamente a correcção pretendida versus obtida da aberração astigmática oblíqua (C4) , para N=118. Obteve-se, em media, 97% da correcção pretendida. Registou-se uma ligeira diferença nesta correcção percentual para os diferentes subgrupos, como se mostra no Quadro 3.Table 2 Linear regression analysis of the correction of the defocus Data Group Linear slope Coefficient of better fit correlation All eyes (N = 118) 0.8989 +0.943 Waterloo (N = 62) 0.8915 +0.961 Non-Waterloo (N = 56) 0.9073 + FIG. 11 graphically illustrates the intended vs. obtained correction of oblique astigmatic aberration (C4), for N = 118. On average, 97% of the correction was obtained. There was a slight difference in this percentage correction for the different subgroups, as shown in Table 3.

Quadro 3 Análise de Regressão Linear Astigmatismo Oblíquo da Correcção do Grupo de Dados Declive linear Coeficiente de melhor ajuste correlação Todos os olhos (N = 118) 0.9675 +0.8732 Waterloo (N = 62) 0.8767 +0.8566 Não-Waterloo (N = 56) 1.0564 +0.8952 31 A FIG. 12 ilustra graficamente a relação entre a correcção pretendida e obtida do astigmatismo horizontal/vertical (C5) , para N=118. Enquanto que o declive se aproxima, mais uma vez, da unidade e a correlação é bastante elevada, existe uma ordenada na origem (desvio) finita na linha de regressão linear. Este achado foi observado consistentemente na análise dos subgrupos, tal como indicado no Quadro 4.Table 3 Linear Regression Analysis Oblique Astigmatism of Data Group Correction Linear Slope Correlation Coefficient Correlation All eyes (N = 118) 0.9675 +0.8732 Waterloo (N = 62) 0.8767 +0.8566 Non-Waterloo (N = 56) 1.0564 +0.8952 FIG. 12 graphically illustrates the relationship between the desired and obtained correction of horizontal / vertical astigmatism (C5), for N = 118. While the slope is once again approaching unity and the correlation is quite high, there is an ordinate at the finite origin (deviation) in the linear regression line. This finding was consistently observed in the subgroup analysis, as shown in Table 4.

Quadro 4 Análise de Regressão Linear da Correcção do Astigmatismo Horizontal/Vertical Grupo de Dados Declive linear melhor ajuste Desvio Coeficiente de correlação Todos os Olhos (N = 118) 0.9569 +0.000684 +0.8653 Waterloo (N = 62) 0.9808 +0.000430 +0.9305 Não-Waterloo (N = 56) 0.9540 +0.000967 +0.8319 A alteração obtida no termo aberração esférica (Ci0) apresentou uma correlação positiva com a correcção da aberração esférica pretendida, a qual foi ainda mais acentuada em relação à correcção de desfocagem pretendida. Esta última relação é ilustrada na FIG. 13, para N=118. Apresentam-se no Quadro 5 as melhores relações de correlação referentes aos vários subgrupos. 32Table 4 Linear Regression Analysis of Horizontal / Vertical Astigmatism Correction Data Group Linear slope best fit Deviation Correlation coefficient All Eyes (N = 118) 0.9569 +0.000684 +0.8653 Waterloo (N = 62) 0.9808 +0.000430 +0.9305 Non- Waterloo (N = 56) 0.9540 +0.000967 +0.8319 The change obtained in the term spherical aberration (Ci0) showed a positive correlation with the correction of the desired spherical aberration, which was even more pronounced in relation to the desired blur correction. This latter relationship is illustrated in FIG. 13, for N = 118. The best correlation ratios for the various subgroups are shown in Table 5. 32

Quadro 5 Análise de Regressão Linear da Correcção da Aberração Esférica Grupo de Dados Dependência C10 Pretendida Dependência C3 Pretendida Coeficiente de correlação Todos os Olhos (N = 118) 0.6471 -0.0491 +0.6775 Waterloo (N = 62) 0.6520 -0.0533 +0.7235 Não-Waterloo (N = 56) 0.6336 -0.0441 +0.6322 A alteração obtida no termo astigmatismo obliquo secundário (Cu) foi correlacionada mais positivamente com a alteração pretendida no astigmatismo obliquo primário (C4) , tal como ilustrado na FIG. 14, seguida da alteração pretendida em Cu. 0 Quadro 6 mostra os coeficientes de regressão respeitantes à relação.Table 5 Linear Regression Analysis of Spherical Aberration Correction Data Group Dependence C10 Intended Dependency C3 Intended Correlation Coefficient All Eyes (N = 118) 0.6471 -0.0491 +0.6775 Waterloo (N = 62) 0.6520 -0.0533 +0.7235 Non-Waterloo (N = 56) 0.6336 -0.0441 +0.6322 The change obtained in the term secondary oblique astigmatism (Cu) was more positively correlated with the intended change in primary oblique astigmatism (C4), as shown in FIG. 14, followed by the desired change in Cu. Table 6 shows the regression coefficients relative to the ratio.

Quadro 6 Análise de Regressão Linear da Correcção do Astigmatismo Obliquo Secundário Grupo de Dados Dependência Cu Pretendida Dependência C4Pretendida Coeficiente de correlação Todos os Olhos (N = 118) 0.4873 -0.1751 +0.5884 Waterloo (N = 62) 0.4490 -0.1807 +0.6437 Não-Waterloo (N = 56) 0.5376 -0.1703 +0.5469 A alteração obtida no termo astigmatismo horizontal/vertical secundário (Cu) foi correlacionada mais positivamente com a alteração pretendida no 33 astigmatismo horizontal/vertical primário (C5) , tal como ilustrado na FIG. 15, seguida da alteração pretendida em C12· 0 Quadro 7 mostra os coeficientes de regressão respeitantes à relação combinada. Observou-se igualmente um ligeiro desvio negativo.Table 6 Linear Regression Analysis of Secondary Obligatory Astigmatism Correction Data Group Dependency Cu Intended Cu Dependence C4Pretended Correlation Coefficient All Eyes (N = 118) 0.4873 -0.1751 +0.5884 Waterloo (N = 62) 0.4490 -0.1807 +0.6437 Non-Waterloo (N = 56) 0.5376 -0.1703 +0.5469 The change obtained in the term horizontal / vertical secondary astigmatism (Cu) was more positively correlated with the desired change in the primary horizontal / vertical astigmatism (C5), as shown in FIG. 15, followed by the desired change in C12. Table 7 shows the regression coefficients for the combined ratio. A slight negative deviation was also observed.

Quadro 7 Análise de Regressão Linear da Correcção do Astigmatismo Horizontal/Vertical Secundário Grupo de Dados Dependência C12 Pretendida Dependência c5 Pretendida Desvio Coeficiente de correlação Todos os Olhos (N=118) 0.7468 -0.1460 -0.000116 +0.6991 Waterloo (N = 62) 0.6150 -0.1372 -0.000041 +0.6787 Não-Waterloo(N= 56) 0.8715 -0.1588 -0.000201 +0.7473 0 modelo matemático geral adoptado para desenvolver as equações alvo foi o seguinte . Considerou-se uma tendência conclusiva entre a alteração pretendida numa determinada aberração (CN pretendida) e a alteração obtida nesse termo (CN obtida): CN obtida = a(CN pretendida) +b (1)Table 7 Linear Regression Analysis of Horizontal / Vertical Astigmatism Correction Secondary Data Group Dependency C12 Intended Dependency c5 Intended Deviation Correlation Coefficient All Eyes (N = 118) 0.7468 -0.1460 -0.000116 +0.6991 Waterloo (N = 62) 0.6150 - 0.1372 -0.000041 +0.6787 Non-Waterloo (N = 56) 0.8715 -0.1588 -0.000201 +0.7473 The general mathematical model adopted to develop the target equations was as follows. It was considered a conclusive trend between the desired change in a given aberration (desired CN) and the change obtained in that term (CN obtained): CN obtained = a (intended CN) + b (1)

Isto significa que: CN pretendida = [ (CN obtida) -b]/a (2)This means that: Desired CN = [(CN obtained) -b] / a (2)

Se o objectivo consistir em que a alteração obtida seja igual ao erro da frente de onda medida (CN medido), o valor alvo para o algoritmo de tratamento (CN alvo) será: 34 CN alvo =[( CN medida) -h]/a (3)If the aim is that the change obtained is equal to the measured wavefront error (measured CN), the target value for the targeting algorithm (target CN) will be: 34 target CN = [(measured CN) -h] / to (3)

Para os termos de ordem superior, em que a alteração da aberração obtida está associada a mais do que um parâmetro pretendido, utilizou-se uma abordagem matemática conservadora. A equação de partida é idêntica à Eq. (1): CN obtida =a (CN pretendida) +c (Cx pretendida) +±> obtém-se assim: CN pretendida = [ (CN obtida)-c (Cx pretendida) -b]/aFor the higher order terms, where the aberration change obtained is associated with more than one desired parameter, a conservative mathematical approach was used. The starting equation is the same as Eq. (1): CN obtained = a (desired CN) + c (desired Cx) + ± > there is thus obtained: desired CN = [(CN obtained)

No entanto, em relação às três aberrações de ordem superior em análise, a incerteza em a é maior do que em c. Nos três casos, a é um número positivo inferior a 1, que resulta num aumento da CN pretendida. É expresso como 1, a fim de manter a alteração do coeficiente relativamente modesta. A partir daqui, a lógica é igual à adoptada para gerar a Eq. (3). As funções alvo finais utilizadas para tratamento (com base num raio do círculo unitário de 3,25-mm) são as seguintes: 1. C3 alvo = 1.11 (C3 medida) +0.000714 2. C4 alvo = 1.03 (C4 medida) 3. C5 alvo = 1.04 (C5 medida) +0.000715 4. Cio alvo = (CIO medida) +0.055 (C3medida) +0.000035 35 5. Cu alvo = (Cll medida) +0.18 (C4 medida) 6. Ci2 alvo = (C12 medida) +0.15 (C5 medida) A ordenada na origem (desvio) em (1) corresponde aproximadamente a H de dioptria do erro de desfocagem num raio do círculo unitário de 3.25-mm. O desvio em (3) corresponde ao mesmo valor de astigmatismo misto. O desvio em (4) é uma consequência do desvio em (1), ou seja, uma pequena fracção do desvio da desfocagem é transportada para a relação de ordem superior. Não existe qualquer desvio em (6) dado que o desvio tendencial para Ci2 foi anulado pelo efeito do desvio em (3).However, with respect to the three higher-order aberrations under analysis, the uncertainty in a is greater than in c. In all three cases, a is a positive number less than 1, which results in an increase of the desired CN. It is expressed as 1 in order to keep the coefficient change relatively modest. From here, the logic is the same as that adopted to generate Eq. (3). The final target functions used for treatment (based on a unit circle radius of 3.25 mm) are as follows: 1. Target C3 = 1.11 (measured C3) +0.000714 2. Target C4 = 1.03 (measured C4) 3. C5 target = 1.04 (measured C5) +0.000715 4. Target Cio = (measured CIO) +0.055 (C3measured) +0.000035 35 5. Cu target = (measured C1) +0.18 (measured C4) 6. Ci2 target = (measured C12) ) +0.15 (C5 measured) The ordinate at the origin (deviation) at (1) corresponds approximately to the diopter H of the blur error within a radius of the unit circle of 3.25-mm. The deviation in (3) corresponds to the same value of mixed astigmatism. The deviation in (4) is a consequence of the deviation in (1), ie, a small fraction of the deviation from the defocus is transported to the higher order relation. There is no deviation in (6) since the trend shift for Ci2 has been negated by the effect of the deviation in (3).

Na descrição supra, foram utilizados alguns termos com vista a uma maior brevidade, clareza e compreensão, não devendo contudo inferir-se quaisquer limitações para além dos requisitos da técnica anterior, dado que os mesmos são empregues para fins descritivos e devem ser interpretados em sentido lato. Além disso, as realizações do aparelho aqui ilustradas e descritas são apresentadas a título de exemplo, não se restringindo o âmbito da invenção aos pormenores exactos de construção.In the above description, some terms were used for brevity, clarity and comprehension, but no limitations should be inferred beyond the requirements of the prior art, since they are used for descriptive purposes and must be interpreted accordingly broad In addition, the embodiments of the apparatus illustrated and described herein are set forth by way of example, the scope of the invention not being restricted to the exact construction details.

Tendo descrito a invenção e a construção, o funcionamento e a utilização da configuração preferida da mesma e os resultados novos e vantajosos com ela obtidos, apresentam-se sucintamente nas reivindicações que se seguem as novas e 36 úteis configurações e que serão óbvios para os equivalentes mecânicos os técnicos especializados razoáveis,Having described the invention and the construction, operation and use of the preferred embodiment thereof and the novel and advantageous results obtained therefrom, the following claims are set forth succinctly in the following novel and useful configurations and will be obvious to the equivalents mechanics the reasonable skilled technicians,

Lisboa, 21 de Fevereiro de 2007Lisbon, February 21, 2007

Claims

A wavefront data conversion system measured in an ablation profile for correction of visual impairments, comprising: a processor (62), a database containing the accumulated data (61) of pre-treated eyes, software ( 63, characterized in that said software is adapted to: model the measured wavefront data as a polynomial containing a series of coefficients, correlate the measured wavefront data with the accumulated data (61), by correlating each coefficient with at least one coefficient of the accumulated data (61), which include polynomials each containing a series of coefficients and applying an adjustment to the measured wavefront data based on the correlation to obtain the adjustment of the data of the wavefront for introduction into a wavefront data correction algorithm in order to calculate a corneal ablation profile.

A system according to Claim 1, wherein the software (63) is adapted to determine an optical path difference 2 between a reference wave and the wavefront.

A system according to Claim 1, wherein the measured wavefront data includes pre-operative data measured in a first radius and postoperative data measured in a second radius smaller than the first, the data being pre- and post- converted to obtain a correspondence between them.

The system of Claim 1, wherein the polynomial includes a Zernike polynomial.

The system of Claim 1, wherein the wavefront data correction algorithm is adapted to correct an eye characterized by at least one myopic and hypermetropic aberration and dominated by higher order aberrations.

A system according to Claim 1, wherein the adjustment is substantially site independent.

The system according to Claim 1, wherein the adjustment is site dependent. Lisbon, February 21, 2007