BRPI0508349B1 - Método de determinar um formato de tratamento refrativo para melhorar uma condição de visão em um paciente, e, sistema para gerar um formato de tratamento refrativo para melhorar a condição de visão em um olho de um paciente - Google Patents

Abstract

métodos de determinar uma forma de tratamento refrativo para melhorar uma condição de visão em umpaciente e de melhorar uma condiçao de visão em um paciente e sistema para gerar uma forma de tratamento refrativo para melhorar a condição de visão em um olho de um paciente a presente invenção proporciona métodos e sistemas e software para escalonar medições de aberração óptica de sistemas ópticos. em uma modalidade, a presente invenção apresenta um método de reconstruir tecidos ópticos de um olho. o método compreende transmitir uma imagem através dos tecidos ópticos do olho. dados de aberração da imagem transmitida são medidos através dos tecidos ópticos do olho em um primeiro plano. um algoritmo de conversão é aplicado aos dados, os convertendo em dados de potência óptica corretiva que podem ser usados como uma base para construir um tratamento para olho em um segundo plano.

Description

(54) Título: MÉTODO DE DETERMINAR UM FORMATO DE TRATAMENTO REFRATIVO PARA MELHORAR UMA CONDIÇÃO DE VISÃO EM UM PACIENTE, E, SISTEMA PARA GERAR UM FORMATO DE TRATAMENTO REFRATIVO PARA MELHORAR A CONDIÇÃO DE VISÃO EM UM OLHO DE UM PACIENTE (51) Int.CI.: A61B 3/00 (30) Prioridade Unionista: 03/03/2004 US 60/550,514 (73) Titular(es): VISX, INCORPORATED (72) Inventor(es): GUANGMING DAI / 38 “MÉTODO DE DETERMINAR UM FORMATO DE TRATAMENTO REFRATIVO PARA MELHORAR UMA CONDIÇÃO DE VISÃO EM UM PACIENTE, E, SISTEMA PARA GERAR UM FORMATO DE TRATAMENTO REFRATIVO PARA MELHORAR A CONDIÇÃO DE VISÃO EM UM OLHO DE UM PACIENTE”

Referência Remissiva a Pedidos Correlatos [0001] O presente é um pedido de patente não provisório que reivindica o benefício conforme o 35 119(c) do pedido de patente provisório US n^o 60/550 514, depositado em 3 de março de 2004, o inteiro teor do qual é aqui incorporado a título de referência.

Fundamentos da Invenção [0002] A presente invenção trata genericamente do escalonamento de medições de aberração óptica de sistemas ópticos. Mais especificamente, a invenção relaciona-se com métodos e sistemas aperfeiçoados para processar medições de potência óptica tomadas em um primeiro plano e converter aquelas medições de potência em medições de potência óptica em medições de potência óptica corretiva que podem ser usadas em um segundo plano. A presente invenção pode ser útil em qualquer uma de uma variedade de modalidades de tratamento ocular, inclusive cirurgia ocular a laser ablativa, lentes de contato, óculos, lentes intra-oculares, e semelhantes.

[0003] Os procedimentos de cirurgia ocular a lasers conhecidos, genericamente empregam um laser a ultravioleta ou infravermelho para remover uma camada microscópica de tecido estromal da córnea do olho. O laser tipicamente remove um formatoto selecionado do tecido corneal, com frequência para corrigir erros refrativos do olho. A ablação a laser ultravioleta resulta em fotodecomposição do tecido corneal, porém genericamente não causa dano térmico significativo a tecidos adjacentes e subjacentes do olho. As moléculas irradiadas são decompostas em fragmentos voláteis menores

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 11/62 / 38 fotoquimicamente, rompendo diretamente as ligações intermoleculares.

[0004] Os procedimentos de ablação a laser podem remover os estromas visados da córnea para alterar o contorno da córnea para finalidades variáveis, tal como para corrigir miopia, hipermetropia, astigmatismo, e semelhantes. O controle sobre a distribuição de energia de ablação através da córnea pode ser previsto por uma variedade de sistemas e métodos, inclusive o uso de máscaras ablativas, aberturas fixas e móveis, sistemas de escaneamento controlado, mecanismos de acompanhamento de movimento ocular, e semelhantes. Nos sistemas conhecidos, o feixe de laser com frequência compreende uma série de pulsos discretos de energia de luz laser, com o formato total e quantidade de tecido removido sendo determinado pelo formato, dimensão, localização, e/ou número de pulsos de energia laser incidentes sobre a córnea. Uma variedade de algoritmos pode ser usada para calcular o padrão de pulsos de laser usados para remodelar a córnea de modo a corrigir um erro refrativo do olho. Os sistemas conhecidos fazem uso de uma variedade de formatos de lasers e/ou de energia laser para efetuar a correção, inclusive lasers a infravermelho, lasers ultravioleta, lasers de femtossegundos, lasers de estado sólido de comprimento de onda multiplicado, e semelhantes. Técnicas de correção de visão alternativas fazem uso de incisões radiais na córnea, lentes intra-oculares, estruturas de suporte corneal removíveis, e semelhantes.

[0005] Os métodos de tratamento de correção corneal conhecidos em geral tem sido proveitosos no corrigir erros de visão padrões, tal como miopia, hiperopia, astigmatismo, e semelhantes. Todavia, como ocorre com todos os êxitos, ainda outros aperfeiçoamentos seriam desejáveis. No sentido daquela finalidade, sistemas de medição de frente de onda encontram-se presentemente disponíveis para medir exatamente as características refrativas do olho de um paciente específico. Um sistema de tecnologia de frente de onda típico é o VISX WaveScan®)System, que utiliza um conjunto de lentícula

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 12/62 / 38 de frente de onda Hartmann-Shack que pode quantificar aberrações através da totalidade do inteiro sistema óptico do olho do paciente, inclusive erros esfero-cilíndricos de primeira e segunda ordem, e aberrações de terceira e quarta ordem relacionadas com coma, astigmatismo, e aberrações esféricas. [0006] A medição de frente de onda do olho pode ser usada para criar um mapa de aberração de ordem elevada ou mapa de elevação de frente de onda que permite a avaliação de aberrações através da totalidade da trajetória óptica do olho, e.g., tanto aberrações internas como aberrações sobre a superfície corneal. O mapa de aberração pode então ser usado para computar um padrão de ablação personalizado para permitir que um sistema a laser cirúrgico corrija as aberrações complexas em e sobre o olho do paciente. Os métodos conhecidos para cálculo de um padrão de ablação personalizado usando dados de sensores de frente de onda de modo geral envolvem modelar matematicamente uma superfície óptica do olho usando técnicas de expansão em série. Mais especificamente, polinômios Zernike foram empregados para modelar a superfície óptica conforme proposto por Liaang & outro, em Objective Measurement of Wave Aberrations of the Human Eye with the Use of a Harman-Shack Wave-front Sensor, Journal Optical Society of América, julho de 1994, vol. 11, n—7, pp. 1949-1957, o inteiro teor do qual é aqui incorporado a título de referência Coeficientes dos polinômios Zernike são derivados através de técnicas de montagem conhecidas, e o procedimento de correção refrativa é então determinado usando o formato da superfície óptica do olho, conforme indicado pelo modelo de expansão em série matemático. [0007] Medições ópticas tais como medições de frente de onda são com frequência tomadas em um plano de medição, ao passo que tratamentos ópticas podem ser necessários em um plano de tratamento que é diferente do plano de medição. Assim, ajustes de potência são muitas vezes usados ao elaborar tratamentos ópticos para pacientes. Por exemplo, ajustes de potência podem ser usados pelos optometristas ao prescrever óculos para pacientes.

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Tipicamente, medições refrativas são realizadas por um optômetro em um plano de medição determinada distância anterior ao olho, e esta distância pode não coincidir com o plano dos óculos. Assim, a potência medida correspondente ao plano de medição pode necessitar ser convertida em uma potência corretiva correspondente aos óculos ou plano de tratamento. De modo similar, quando medições de frente de onda são obtidas com dispositivos de frente de onda, em muitos casos o mapa medido é conjugado no plano da pupila, que não é o mesmo que o plano corneal ou plano de óculos. Para otimizar a eficácia de um procedimento cirúrgico refrativo, correção de vértice pode ser necessária para ajustar a potência dos mapas medidos. Contudo permanece a carência de métodos e sistemas eficientes para as ditas conversões de potência.

[0008] Por conseguinte, em vista do acima exposto, haveria conveniência em proporcionar métodos e sistemas para processar dados ópticos tomados em um plano de medição e converter aqueles dados ópticos em dados ópticos corretivos que possam ser usados em um plano de tratamento.

Breve Sumário da Invenção [0009] A presente invenção apresenta métodos e sistemas para processar medições de potência óptica tomadas em um primeiro plano e converter aquelas medições de potência em medições de potência óptica corretivas que possam ser usadas em um segundo plano.

[00010] Sob um aspecto, a presente invenção apresenta um método de determinar um formato de tratamento refrativo para melhorar uma condição de visão em um paciente. O método compreende medir uma aberração de frente de onda de um olho do paciente de maneira a proporcionar uma aberração de superfície de medição, derivar uma aberração de superfície de tratamento do olho baseada sobre a aberração da superfície de medição, e determinar o formato de tratamento refrativo baseado sobre a aberração da

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 14/62 / 38 superfície de tratamento do olho. A aberração de frente de onda pode corresponder a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima de um plano de pupila do olho, e a aberração da superfície de tratamento pode corresponder a uma superfície de tratamento que está disposta em ou próxima de uma superfície anterior de uma córnea do olho. A aberração da superfície de tratamento pode ser derivada usando uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento.

[00011] Sob outro aspecto, a presente invenção apresenta um método de melhorar uma condição de visão em um paciente. O método compreende medir uma aberração de frente de onda de um olho do paciente de maneira a proporcionar uma aberração de superfície de medição, derivar uma aberração de superfície de tratamento do olho a partir da aberração da superfície de medição, determinar um formato de tratamento refrativo baseado sobre a aberração da superfície de tratamento do olho, e aplicar o formato de tratamento refrativo ao olho do paciente para melhorar a condição de visão. A aberração de frente de onda pode corresponder a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima de um plano da pupila do olho. A aberração da superfície de tratamento pode corresponder a uma superfície de tratamento que está disposta em ou próximo de uma superfície corneal anterior do olho, ou uma superfície de tratamento que corresponde a um plano de óculos do olho. Correlativamente, a superfície de tratamento pode ser disposta posterior a um plano de pupila do olho. A aberração da superfície de tratamento pode ser baseada sobre uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento.

[00012] Sob um aspecto correlato, o formato de tratamento refrativo pode ser aplicado ao olho do paciente em uma variedade de modalidades de tratamento. Por exemplo, o formato de tratamento pode ser aplicado efetuando a ablação de uma superfície corneal do paciente para proporcionar um formato de superfície corneal que corresponde ao formato de tratamento

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 15/62 / 38 refrativo. O formato de tratamento também pode ser aplicado munindo o paciente de uma lente de contato que tem um formato que corresponde ao formato de tratamento refrativo. Adicionalmente, o formato de tratamento pode ser aplicado munindo o paciente de uma lente de óculos que tem um formato que corresponde ao formato de tratamento refrativo. Além disso, o formato de tratamento pode ser aplicado munindo o paciente de uma lente intra-ocular que tem um formato que corresponde ao formato de tratamento refrativo.

[00013] Sob outro aspecto, a presente invenção apresenta um sistema para gerar um formato de tratamento refrativo para melhorar a condição de visão em um olho de um paciente. O sistema compreende um módulo de entrada que aceita uma aberração da superfície de medição, um módulo de transformação que deriva uma aberração da superfície de tratamento baseada sobre a aberração da superfície de tratamento, e um módulo de saída que gera o formato de tratamento refrativo baseado sobre a aberração da superfície de tratamento. A aberração da superfície de medição pode ser baseada sobre uma aberração de frente de onda do olho. A aberração da frente de onda pode corresponder a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima de um plano de pupila do olho. A aberração da superfície de tratamento pode corresponder a uma superfície de tratamento que está disposta em ou próxima da superfície corneal anterior do olho, ou uma superfície de tratamento que corresponde ao plano de óculos do olho. Correlativamente, a superfície de tratamento pode ser disposta posterior a um plano de pupila do olho. A aberração da superfície de tratamento pode ser baseada sobre uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento.

[00014] Sob outro aspecto, a presente invenção apresenta um sistema para melhorar a condição de visão em um olho do paciente. O sistema compreende um módulo de entrada que aceita uma aberração de superfície de medição, um módulo de transformação que deriva uma aberração da

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 16/62 / 38 superfície de tratamento baseado sobre a aberração da superfície de medição, um módulo de saída que gera um formato de tratamento refrativo baseado sobre a aberração da superfície de tratamento, e um sistema de laser que dirige energia laser sobre o olho de acordo com o formato de tratamento refrativo de modo à re-perfilar a superfície do olho de um formato inicial para um formato subsequente, o formato subsequente tendo propriedades ópticas corretivamente aperfeiçoadas para melhorar a condição de visão. A aberração da superfície de medição pode ser baseada sobre uma aberração de frente de onda do olho. A aberração da frente de onda pode corresponder a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima de um plano de pupila de olho, e a aberração da superfície de tratamento pode corresponder a uma superfície de tratamento que está disposta em ou próxima de uma superfície anterior de uma córnea do olho. A aberração da superfície de tratamento pode ser derivada baseada sobre uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento.

[00015] Sob alguns aspectos, a aberração da superfície de tratamento pode ser um mapa de frente de onda da superfície de tratamento. Sob outros aspectos, a aberração da superfície de medição pode ser um mapa de frente de onda da superfície de medição. O mapa de frente de onda da superfície de tratamento pode ser derivado pelo menos em parte por escalonamento de declive local do mapa de frente de onda da superfície de medição. Sob ainda outros aspectos, o mapa de frente de onda de superfície de tratamento pode ser derivado pelo menos em parte aplicando um fator de escalonamento de 1/(1+Pd) a um declive do mapa de frente de onda de superfície de medição, onde P representa uma curvatura local do mapa de frente de onda da superfície de medição e d representa uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento. Sob um aspecto correlato, uma diferença entre a superfície de medição e uma superfície retiniana do olho corresponde a uma primeira medida de vértice, e uma diferença entre a

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 17/62 / 38 superfície de tratamento e a superfície retiniana do olho corresponde a uma segunda medida de vértice. P pode ser baseado sobre uma segunda derivada do mapa de frente de onda da superfície de medição. P também pode ser baseado sobre um raio de pupila do olho.

[00016] Sob alguns aspectos, o mapa de frente de onda de superfície de tratamento pode ser derivado de acordo com um algoritmo de reconstrução Fourier iterativo. Além disso, a aberração da superfície de medição pode refletir aberrações de baixa ordem e/ou de alta ordem do olho do paciente. [00017] Sob outro aspecto, a presente invenção apresenta um sistema para gerar uma prescrição para melhorar uma condição de visão em um olho de um paciente. O sistema compreende uma entrada que aceita dados de aberração irregulares correspondentes a uma superfície de medição de aberração adjacente a um plano de pupila do olho, um módulo de transformação que deriva uma aberração de superfície de tratamento correspondente a uma superfície de tratamento que está disposta adjacente a uma superfície anterior de uma córnea do olho, e um módulo de saída que gera a prescrição baseado sobre a aberração da superfície de tratamento. A aberração da superfície de tratamento pode ser derivada dos dados de aberração irregulares usando uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento.

[00018] Estes e outros aspectos se evidenciarão no restante das figuras, da descrição e das reivindicações.

Descrição Sucinta dos Desenhos [00019] A figura 1 ilustra um sistema de ablação a laser de acordo com uma modalidade da presente invenção;

A figura 2 ilustra um sistema de computador simplificado de acordo com uma modalidade da presente invenção;

A figura 3 ilustra um sistema de medição de frente de onda de acordo com uma modalidade da presente invenção;

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A figura 3A ilustra outro sistema de medição de frente de onda de acordo com uma modalidade da presente invenção;

A figura 4 representa esquematicamente um conjunto simplificado de módulos que realizam um método da presente invenção;

A figura 5 é um fluxograma que ilustra esquematicamente um método de determinar um formato de tratamento refrativo de acordo com uma modalidade da presente invenção;

A figura 6 ilustra um sistema óptico modelar;

A figura 7 ilustra uma comparação entre cálculos de potência de vértice corrigidos baseados sobre algoritmos previstos pela presente invenção com cálculos baseados sobre uma fórmula clássica;

A figura 8 ilustra uma frente de onda antes e após uma correção de vértice.

Descrição Detalhada da Invenção [00020] A presente invenção apresenta métodos, software e sistemas para processar medições de potência óptica tomadas em um primeiro plano e converter aquelas medições de potência em medições de potência óptica corretivas que podem ser usadas em um segundo plano.

[00021] A presente invenção é genericamente útil para otimizar a precisão e eficácia de procedimentos cirúrgicos de olho a laser, tal como ceratotomia fotorefrativa (PRK), ceratotomia fototerapêutica (PTK), ceratomileusis in situ a laser (LASIK) e semelhantes, A presente invenção pode proporcionar precisão óptica otimizada de procedimentos refrativos aperfeiçoando a metodologia para processar erros ópticos medidos do olho e assim calcular um programa de ablação refrativa mais exato. Em uma modalidade específica, a presente invenção está relacionada com ablações baseadas em frente de onda terapêutica de olhos patológicos.

[00022] A presente invenção pode ser facilmente adaptada para uso com sistemas laser existentes, sistemas de medição de frente de onda, e outros

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 19/62 / 38 dispositivos de medição óptica. Embora os sistemas, software, e métodos da presente invenção sejam descritos basicamente no contexto de um sistema de cirurgia ocular a laser, deve ser entendido que a presente invenção pode ser adaptada para uso em procedimentos e sistemas de tratamento ocular alternativos tais como lentes de óculos, lentes intraoculares, lentes de contato, implantes de anel corneal, remodelagem térmica de tecido corneal colagenoso, e semelhantes.

[00023] Reportando-se a seguir aos desenhos, a fig. 1 ilustra um sistema de cirurgia ocular a laser 10 da presente invenção, incluindo um laser 12 que produz um feixe de laser 14. O laser 12 é opticamente acoplado com sistemas ópticos de administração a laser 16, que dirigem feixe de laser 14 para um olho E de paciente P. Uma estrutura de suporte óptico de administração (não mostrado aqui para clareza) se estende de uma armação 18 suportando o laser

12. Um microscópio 20 é montado sobre a estrutura de suporte óptico de administração, o microscópio com frequência sendo usado para formar a imagem de uma córnea do olho E.

[00024] O laser 12 genericamente compreende um laser excímero, idealmente compreendendo um laser de argônio-fluorina produzindo pulsos de luz laser tendo um comprimento de onda de aproximadamente 193 nm O laser 12 de preferência será projetado para proporcionar uma fluência estabilizada de realimentação no olho do paciente, ministrada através de sistema óptico de administração 16. A presente invenção também pode ser útil com fontes alternativas de radiação ultravioleta ou infravermelha, particularmente aquelas adaptadas para controlavelmente efetuar a ablação de tecido corneal sem causar dano significativo a tecidos adjacentes e/ou subjacentes do olho. Entre as ditas fontes se incluem, porém sem limitação, lasers em estado sólido e outros dispositivos que podem gerar energia no comprimento de onda ultravioleta entre cerca de 185 e 215 nm.e/ou aqueles que utilizam técnicas de multiplicação de frequência. Assim, embora um laser

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 20/62 / 38 excímero seja a fonte ilustrativa de um feixe ablativo, outros lasers podem ser usados na presente invenção.

[00025] O sistema de laser 10 genericamente inclui um computador ou processador programável 22. O processador 22 pode compreender (ou interconectar-se com) um sistema PC convencional inclusive dispositivos de interface de usuário padrão tal como um teclado, um monitor de vídeo, e semelhantes. O processador 22 tipicamente inclui um dispositivo de entrada tal como uma unidade de disco magnético ou óptico, uma conexão de Internet, ou semelhante. Os ditos dispositivos de entrada com frequência serão usados para baixar ou transferir um código executável por computador a partir de um meio de armazenamento tangível 29 incorporando qualquer um dos processos da presente invenção. Os meios de armazenamento tangíveis 29 podem assumir a forma de um disquete, um disco óptico, uma fita de dados, uma memória volátil ou não-volátil, RAM ou semelhante, e o processador 22 incluirá as placas de memória e outros componentes padrão de sistemas computadores modernos para armazenar e executar este código. Os meios de armazenamento tangíveis 29 podem opcionalmente incorporar dados sensores de frente de onda, gradientes de frente de onda, um mapa de elevação de frente de onda, um mapa de tratamento, um mapa de elevação corneal, e/ou uma tabela de ablação. Embora meios de armazenamento tangíveis 29 sejam usados com frequência diretamente em cooperação com um dispositivo de entrada do processador 22, os meios de armazenamento também podem ser remotamente operativamente acoplados com o processador por intermédio de conexões de rede tal como a Internet, e por métodos sem fio tal como infravermelho, Bluetooth, ou semelhantes.

[00026] O laser 12 e o sistema óptico de administração 16 genericamente dirigem o feixe de laser 14 para o olho do paciente P sob a direção de um computador 22. O computador 22 com frequência seletivamente ajusta o feixe de laser 14 para expor partes da córnea aos pulsos de energia a laser de modo

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 21/62 / 38 a efetuar o esculpir predeterminado da córnea e alterar as características refrativas do olho. Em muitas modalidades, tanto o feixe de laser 14 como o sistema óptico de administração a laser 16 estará sob controle de computador do processador 22 para efetuar a ação de esculpir a laser desejada, com o processador efetuando (e opcionalmente modificando) o padrão de pulsos laser. O padrão de pulsos pode ser sumariado em dados legíveis por máquina de meios de armazenamento tangível 29 na forma de uma tabela de tratamento, e a tabela de tratamento pode ser ajustada de acordo com a entrada de realimentação no processador 22 a partir de um sistema de análise de imagem automatizado em resposta a dados de realimentação fornecidos por um sistema de realimentação do sistema de monitoração de ablação. Opcionalmente, a realimentação pode ser manualmente lançada no processador por um operador de sistema. As ditas realimentações poderiam ser fornecidas integrando o sistema de medição de frente de onda descrito abaixo com o sistema de tratamento a laser 10, e o processador 22 pode continuar e/ou terminar um tratamento de esculpir em resposta à realimentação, e pode opcionalmente também modificar a ação de esculpir planejada baseado pelo menos em parte na realimentação. Sistemas de medição são ainda descritos na patente US n^o 6 315 413, o inteiro teor da mesma é aqui incorporado a título de referência.

[00027] O feixe de laser 14 pode ser ajustado para produzir a ação de esculpir desejada usando uma variedade de mecanismos alternativos. O feixe de laser 14 pode ser seletivamente limitado utilizando uma ou mais aberturas variáveis. Um sistema de abertura variável típico tendo uma íris variável e uma fenda de largura variável é descrito na patente US n^o 5 713 892, o inteiro teor do qual é aqui incorporado a título de referência. O feixe de laser também pode ser personalizado variando a dimensão e excentricidade do ponto em relação a um eixo geométrico do olho, como descrito nas patentes US: 5 683 379; 6 203 539; e 6 331 177, a inteira exposição das quais é aqui incorporada

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 22/62 / 38 a título de referência.

[00028] Ainda alternativas são possíveis, inclusive o escaneamento ou varredura da superfície do olho com o feixe de laser e controle do número de pulsos e/ou do tempo de espera em cada posição, como descrito, por exemplo, pela patente US n^o 4 665 913, a inteira exposição da qual é aqui incorporada a título de referência; usando máscaras no trajeto óptico do feixe de laser 14 que efetua a ablação para variar o perfil do feixe incidente sobre a córnea, como descrito na patente US n^o 5 807 379, a inteira exposição do qual é aqui incorporada a título de referência; sistemas de escaneamento de perfil híbrido em que um feixe de dimensão variável (tipicamente controlado por uma fenda de largura variável e/ou diafragma de íris de diâmetro variável) é varrido de um lado a outro da córnea; ou semelhante. Os programas de computador e metodologia de controle para estas técnicas de personalização de padrão laser são bem descritas na literatura de patente.

[00029] Adicionais componentes e sub-sistemas podem ser incluídos com o sistema de laser 10, como deve ser compreendido por aqueles versados na técnica. Por exemplo, integradores espaciais e/ou temporais podem ser incluídos para controlar a distribuição de energia dentro do feixe de laser, como descrito na patente US n^o 5 646 791, a inteira exposição da qual é aqui incorporada a título de referência. Evacuadores/ filtros, aspiradores de efluente de ablação, e outros componentes auxiliares do sistema de cirurgia a laser são conhecidos da técnica. Detalhes adicionais de sistemas apropriados para realizar um procedimento de ablação a laser podem ser encontrados nas patentes cedidas em comum, US n^os. 4 665 913, 4 669 466, 4 732 148, 4 770 172, 4 773 414; 5 207 668; 5 108 388; 5 219 343; 5 646 791 e 5 163 934, a completa exposição das quais é aqui incorporada a título de referência. Dados básicos podem ser adicionalmente caracterizados para lasers específicos ou condições operacionais, levando em conta variáveis ambientais localizadas tais como temperatura, umidade, circulação de ar e aspiração.

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 23/62 / 38 [00030] A figura 2 é um diagrama em blocos simplificado de um sistema de computador típico 22 que pode ser usado pelo sistema cirúrgico a laser 10 da presente invenção. O sistema de computador 22 tipicamente inclui pelo menos um processador 52 que pode se comunicar com um número de dispositivos periféricos via um sub-sistema de barramento 54. Estes dispositivos periféricos podem incluir um sub-sistema de armazenamento 56, compreendendo um sub-sistema de memória 58 e um sub-sistema de armazenamento de arquivo 60, dispositivos de entrada de interface de usuário 62, dispositivos de saída de interface de usuário 64, e um sub-sistema de interface de rede 66. O sub-sistema de interface de rede 66 proporciona uma interface para redes externas 68 e/ou outros dispositivos, tal como o sistema de medição de frente de onda 30.

[00031] Os dispositivos de entrada de interface de usuário 62 podem incluir um teclado, dispositivos de indicação tal como um mouse, esfera móvel, mesa sensível ao toque (touchpad) ou mesa gráfica, um scanner, pedais, um joystick, uma tela sensível ao toque incorporada ao vídeo, dispositivos de entrada de áudio tais como sistemas de identificação de voz, microfones, e outros tipos de dispositivos de entrada. Os dispositivos de entrada de usuário 2 com frequência são usados para baixar um código executável por computador a partir de um meio de armazenamento tangível 29 incorporando qualquer um dos métodos da presente invenção. Em geral, o uso do termo “dispositivo de entrada” é proposto para incluir uma variedade de dispositivos convencionais e patenteados e maneiras de introduzir informações no sistema de computador 22.

[00032] Os dispositivos de saída de interface de usuário 64 podem incluir um sub-sistema de vídeo, uma impressora, uma máquina de fax, ou exibições não visuais tais como dispositivos de saída de áudio. O sub-sistema de vídeo pode ser um tubo de raios catódicos (CRT), um dispositivo de painel plano tal como um vídeo de cristal líquido (LCD), um dispositivo de projeção ou

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 24/62 / 38 semelhante. O sub-sistema de exibição também pode proporcionar um exibição não-visual tais como dispositivos de saída de áudio. Em geral, o uso do termo “dispositivo de saída” é proposto para incluir uma variedade de dispositivos convencionais e patenteados e maneira de emitir informações do sistema de computador 22 para um usuário.

[00033] O sub-sistema de armazenamento 56 pode armazenar a programação básica e construções de dados que proporcionam a funcionalidade das varias modalidades da presente invenção. Por exemplo, um banco de dados e módulos implementando a funcionalidade dos métodos da presente invenção, como descrito aqui, podem ser armazenados no subsistema de armazenamento 56. Estes módulos de software são genericamente executados pelo processador 52. Em um ambiente distribuído, os módulos de software podem ser armazenados em uma pluralidade de sistemas de computador e executados pelos processadores da pluralidade de sistemas de computador. O sub-sistema de armazenamento 56 tipicamente compreende o sub-sistema de memória 58 e sub-sistema de armazenamento de arquivo 60. [00034] O sub-sistema de memória 58 tipicamente inclui um número de memórias inclusive uma memória de acesso aleatório (RAM) principal 70 para armazenamento de instruções e dados durante a execução de programa e uma memória de leitura (ROM) 72 na qual instruções fixas são armazenadas. O sub-sistema de armazenamento de arquivo 60 proporciona armazenamento persistente (não-volátil) para arquivos de programa e dados, e pode incluir meios de armazenamento tangíveis 29 (fig. 1) que podem opcionalmente incorporar dados sensores de frente de onda, um mapa de elevação de frente de onda, um mapa de tratamento, e/ou uma tabela de ablação. O sub-sistema de armazenamento de arquivo 50 pode incluir um drive de disco rígido, um drive de disquete juntamente com mídia removível associada, um drive de Memória de Leitura Digital Compacta (CD-ROM), um drive óptico, DVD, CD-R, CD-RW, memória removível de estado sólido, e/ou outros cartuchos

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 25/62 / 38 ou discos de mídia removíveis. Um ou mais dos drives pode ser localizado em sítios remotos ou outros computadores conectados em outros sítios acoplados com o sistema de computador 22. Os módulos implementando a funcionalidade da presente invenção podem ser armazenados pelo sub-sistema de armazenamento de arquivo.

[00035] O sub-sistema de barramento 54 oferece um mecanismo para permitir que os vários componentes e sub-sistemas de sistema computador 22 se intercomuniquem conforme proposto. Os vários sub-sistemas e componentes de sistema de computador 22 não necessitam situar-se na mesma posição física, porém podem ser distribuídos em várias posições dentro de uma rede distribuída. Embora o sub-sistema de barramento 54 seja mostrado esquematicamente como um único bus, modalidades alternativas do sub-sistema de barramento podem utilizar múltiplos buses.

[00036] O sistema de computador 22 propriamente dito pode ser de tipos variáveis inclusive um computador pessoal (PC), um computador portátil, uma estação de trabalho, um terminal de computador, um computador de rede, um sistema de controle em um sistema de medição de frente de onda ou sistema cirúrgico a laser, um computador de grande porte, ou qualquer outro sistema de processamento de dados. Devido à natureza sempre variável de computadores e redes, a descrição do sistema computador 22 representado na fig. 2 é proposto somente como um exemplo específico para fins de ilustrar uma modalidade da presente invenção. Muitas outras configurações de sistema computador 22 são possíveis tendo um número maior ou menor de componentes além do sistema computador representado na figura 2.

[00037] Reportando-se a seguir à figura 3, uma modalidade de um sistema de medição de frente de onda 30 é esquematicamente ilustrada em forma simplificada. Em termos muito genéricos, o sistema de medição de frente de onda 30 é configurado para detectar declives locais de um mapa de gradiente emitido pelo olho do paciente. Dispositivos baseados sobre o

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 26/62 / 38 princípio de Hartmann-Shack genericamente incluem um conjunto de lentículas para amostrar o mapa de gradiente uniformemente através de uma abertura, que é tipicamente a pupila de saída do olho. Depois disso, os declives locais do mapa de gradiente são analisados de modo a reconstruir aquela superfície de frente de onda ou mapa.

[00038] Mais especificamente, um sistema de medição de frente de onda 30 inclui uma fonte de imagem 32, tal como um laser, que projeta uma imagem fonte através de tecidos ópticos 34 do olho E de modo a formar uma imagem 44 sobre uma superfície de retina R. A imagem da retina R é transmitida pelo sistema óptico do olho (e.g. tecidos ópticos 34) e gerada a imagem sobre um sensor de frente de onda 36 pelo sistema óptico 37. O sensor de frente de onda 36 comunica sinais a um sistema computador 22' para medição dos erros ópticos nos tecidos ópticos 34 e/ou determinação de um programa de tratamento de ablação de tecido óptico. O computador 22' pode incluir o mesmo ou hardware similar ao do sistema computador 22 ilustrado nas figs. 1 e 2. O sistema computador 22' pode estar com o sistema computador 22 que dirige o sistema de cirurgia a laser 10, ou alguns ou todos os componentes de sistema computador 22, 22' do sistema de medição de frente de onda 30 e sistema de cirurgia a laser 10 podem ser combinados ou separados. Se desejado, os dados do sensor de frente de onda 36 podem ser transmitidos para um sistema computador a laser 22 via meios tangíveis 29, via uma porta I/O, através de uma conexão via rede 66 tal como uma intranet ou a Internet, ou similar.

[00039] O sensor de frente de onda 36 genericamente compreende um conjunto de lentícula 38 e um sensor de imagem 40. Quando a imagem da retina R é transmitida através de tecidos ópticos e a imagem formada sobre uma superfície do sensor de imagem 40 e uma imagem da pupila do olho P é igualmente formada sobre uma superfície do conjunto de lentículas 38, o conjunto de lentículas separa a imagem transmitida em um conjunto de

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 27/62 / 38 fascículos 42, e (em combinação com outros componentes ópticos do sistema) forma a imagem dos fascículos separados sobre a superfície do sensor 40. O sensor 40 tipicamente compreende um dispositivo de par carregado ou “CCD”, e detecta as características destes fascículos individuais, que podem ser usadas para determinar as características de uma região associada de tecidos ópticos 34. Em particular, onde a imagem 44 compreende um ponto ou pequeno ponto de luz, uma localização do ponto transmitido como formado em imagem por um fascículo pode indicar diretamente um gradiente local da região associada de tecido óptico.

[00040] O olho E genericamente define uma orientação anterior ANT e uma orientação posterior POS. A fonte de imagem 32 genericamente projeta uma imagem em uma orientação posterior através de tecidos ópticos 34 sobre a retina R como indicado na figura 3. Os tecidos ópticos 34 mais uma vez transmitem a imagem 44 da retina anteriormente no sentido do sensor de frente de onda 36. A imagem 44 efetivamente formada sobre a retina R pode ser distorcida por quaisquer imperfeições no sistema óptico do olho quando a fonte de imagem é originalmente transmitida por tecidos ópticos 34. Opcionalmente, o sistema óptico de projeção de fonte de imagem 46 pode ser configurado ou adaptado para decrescer qualquer distorção de imagem 44. [00041] Em algumas modalidades, o sistema fonte de imagem 46 pode reduzir os erros ópticos esféricos e/ou cilíndricos de tecidos ópticos 34. Os erros ópticos de ordem mais elevada dos tecidos ópticos também podem ser compensados através do uso de um elemento óptico adaptativo, tal como um espelho deformável (descrito abaixo). O uso de uma fonte de imagem 32 selecionada para definir um ponto ou pequeno ponto de luz na imagem 44 sobre a retina R pode facilitar a análise dos dados fornecidos pelo sensor de frente de onda 36. A distorção de imagem 44 pode ser limitada transmitindo uma imagem fonte através de uma região central 48 de tecidos ópticos 34 que é menor que a pupila 50, como a parte central da pupila pode ser menos

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 28/62 / 38 propensa a erros ópticos do que a parte periférica. Indiferentemente à estrutura fonte de imagem específica, será geralmente benéfico ter uma imagem 44 exatamente formada e bem definida na retina R.

[00042] Em uma modalidade, os dados de frente de onda podem ser armazenados em um meio legível por computador 29 ou uma memória do sistema sensor de frente de onda 30 em dois conjuntos separados contendo os valores de gradiente de frente de onda x e y obtidos a partir da análise de ponto de imagem das imagens de sensor Hartmann-Shack, mais os desvios de centro de pupila x e y do centro nominal do conjunto de lentícula HartmannShack, conforme medido pela imagem da câmera de pupila 52 (fig. 3). A dita informação contém todas as informações disponíveis sobre o erro de fronte de onda do olho e é suficiente para reconstruir a frente de onda ou qualquer parte da mesma. Nas ditas modalidades, não há necessidade de re-processar a imagem de Hartmann-Shack mais de uma vez, e o espaço de dados requerido para armazenar o conjunto de gradiente não é grande. Por exemplo, para acomodar uma imagem de uma pupila com um diâmetro de 8 mm, um arranjo de uma dimensão 20 x 20 (isto é, 400 elementos) é muitas vezes suficiente. Como pode ser apreciado, em outras modalidades, os dados da frente de onda podem ser armazenados em uma memória do sistema sensor de fronte de onda em um único arranjo ou em múltiplos arranjos.

[00043] Embora os métodos da presente invenção sejam genericamente descritos com referência à detecção de uma imagem 44, deve ser compreendido que uma série de leituras de dados de sensor de frente de onda pode ser tomada. Por exemplo, uma série temporal de leituras de dados de frente de onda pode auxiliar a prestar uma determinação total mais exata das aberrações de tecido ocular. Como os tecidos oculares podem variar em formato através de um breve período de tempo, uma pluralidade de medições de sensor de frente de onda temporalmente separadas pode evitar confiar sobre um único instantâneo das características ópticas como a base para um

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 29/62 / 38 procedimento de correção refrativa. Ainda outras alternativas são também disponíveis, inclusive tomar dados de sensor de frente de onda do olho com o olho em diferentes configurações, posição e/ou orientações. Por exemplo, um paciente com frequência auxilia a manter o alinhamento do olho com o sistema de medição de frente de onda 30 focalizando sobre um alvo fixo, conforme descrito na patente US 6 004 313, a inteira exposição da qual é aqui incorporada a título de referência. Variando uma posição do alvo de fixação conforme descrito naquela referência, as características ópticas do olho podem ser determinadas enquanto o olho acomoda ou adapta à imagem um campo de visão a uma distância e/ou ângulos variáveis.

[00044] A localização do eixo óptico do olho pode ser verificada reportando-se aos dados fornecidos por uma câmera de pupila 52. Na modalidade típica, uma câmera de pupila 52 forma imagens da pupila 50 de modo a determinar uma posição da pupila para registro dos dados do sensor de frente de onda em relação aos tecidos ópticos.

[00045] Uma modalidade alternativa de um sistema de medição de frente de onda é ilustrada na fig. 3A. Os componentes principais do sistema da fig. 3A são similares aqueles da fig. 3. Adicionalmente, a fig. 3A inclui um elemento óptico adaptativo na forma de um espelho deformável 98. A imagem fonte é refletida pelo espelho deformável 98 durante a transmissão para a retina R, e o espelho deformável é também usado ao longo do trajeto óptico para formar a imagem transmitida entre a retina R e o sensor de formação de imagem 40. O espelho deformável 98 pode ser controlavelmente deformado pelo sistema computador 22 para limitar a distorção da imagem formada sobre a retina ou de subsequentes imagens formadas das imagens formadas sobre a retina, e pode otimizar a precisão dos dados de frente de onda resultante. A estrutura e o uso do sistema da fig. 3A são descritos em maior detalhe na patente US n^o 6 095 651, a inteira exposição da qual é incorporada aqui a título de referência.

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 30/62 / 38 [00046] Os componentes de uma modalidade de um sistema de medição de frente de onda para medir o olho e ablações compreende elementos de um VISX Wave Scan® disponível da VIISX, Incorporated, Santa Clara, Califórnia. Uma modalidade inclui um WaveScan® com um espelho deformável conforme descrito acima. Uma modalidade alternativa de um sistema de medição de frente de onda é descrita na patente US n° 6.271.915, a inteira exposição da qual é incorporada aqui a título de referência.

[00047] A fig. 4 esquematicamente ilustra uma série simplificada de módulos, ou um sistema de correção 100, para realização de um processo de acordo com uma modalidade da presente invenção. O sistema de correção 100 pode ser integrado ou interconectado com, por exemplo, o sistema de computador 22, ou de outro modo usado em conjunção com o sistema cirúrgico a laser 10. Os módulos podem ser módulos de softwaresobre um suporte legível por computador que é processado pelo processador 52 (fig. 2)., módulos de hardware, ou uma combinação dos mesmos. Qualquer um de uma variedade de plataformas comumente usadas tais como Windows, McIntosh, e Unix, juntamente com qualquer um de uma variedade de linguagens de programação comumente usada, pode ser usada para implementar a presente invenção.

[00048] O sistema de correção 100 pode ser configurado para gerar um formato de tratamento refrativo 110 para melhorar uma condição de visão em um paciente. Um módulo de entrada 102 tipicamente recebe uma aberração de superfície de medição 120, tais como dados de aberração de frente de onda dos sensores de frente de onda, que caracteriza aberrações e outras características ópticas do inteiro sistema de tecido óptico cuja imagem foi formada. Com frequência, a aberração de frente de onda corresponde a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima de um plano de pupila do olho. Os dados provenientes dos sensores de frente de onda são tipicamente gerados transmitindo uma imagem (tal como uma pequena

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 31/62 / 38 mancha ou ponto de luz) através dos tecidos ópticos, como descrito acima. A aberração da superfície de medição 120 pode incluir um arranjo de gradientes ópticos ou um mapa de gradiente.

[00049] O sistema de correção 100 pode incluir um módulo de transformação 104 que deriva uma aberração da superfície de tratamento. A aberração da superfície de tratamento pode corresponder a uma superfície de tratamento que é disposta em ou próxima de uma superfície corneal anterior do olho, ou uma superfície de tratamento que corresponde a um plano de óculos do olho. Correlativamente, a superfície de tratamento pode ser disposta posterior a um plano de pupila do olho. Com frequência, a aberração da superfície de tratamento é derivada de uma aberração de superfície de tratamento 120 usando uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento. Por exemplo, os dados de gradiente óptico do módulo de entrada 102 podem ser transmitidos para o módulo de transformação 104, onde uma aberração da superfície de tratamento é matematicamente reconstruída baseada sobre os dados de gradiente óptico. [00050] O sistema de correção 100 pode incluir um módulo de saída 106, de tal formato que a aberração da superfície de tratamento gerada pelo módulo de transformação 104 pode então ser transmitida para o módulo de saída 106 onde um formato de tratamento refrativo 110 pode ser gerado baseado sobre a aberração da superfície de tratamento. O formato de tratamento refrativo 110 pode ser transmitido para um aparelho de tratamento a laser para geração de um tratamento de ablação a laser para o paciente. De modo similar, o formato de tratamento refrativo 110 pode formar a base para fabricação de lentes de contato, óculos, ou lentes intra-oculares.

[00051] Como pode ser apreciado, a presente invenção não está limitada à ordem de etapas, ou às etapas específicas ilustradas, e várias modificações para o método, tal como tendo maior ou menor número de etapas, podem ser introduzidas sem se afastar do âmbito da presente invenção.

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 32/62 / 38 [00052] Em uma modalidade, a presente invenção apresenta um ‘método de determinar um formato de tratamento reativo para melhorar uma condição de visão em um paciente. A fig. 5 representa as etapas de um método típico de acordo com a invenção. O formato de tratamento refrativo pode ser baseado sobre uma aberração da superfície de tratamento que é derivada de uma aberração da superfície de tratamento.

Aberração da Superfície de Medição [00053] Em termos genéricos, uma aberração de uma superfície de medição pode ser determinada a partir de dados ópticos correspondentes a uma superfície de medição. Por exemplo, uma aberração de superfície de medição pode ser determinada medindo uma aberração de frente de onda de um olho de um paciente. O sistema de medição de frente de onda que inclui um sensor de frente de onda (tal como um sensor Hartmann-Shack) pode ser usado para obter uma ou mais aberrações de superfície de medição (e.g.mapas de frente de onda) dos tecidos ópticos do olho. O mapa de frente de onda pode ser obtido transmitindo uma imagem através dos tecidos ópticos do olho e detectar a superfície de frente de onda de saída. A partir do mapa de frente de onda, é possível calcular um gradiente de superfície ou mapa de gradiente através dos tecidos ópticos do olho, conforme calculado a partir de cada locação para cada lentícula do sensor de Hartmann-Shack.

A. Superfície de Medição [00054] Existe uma variedade de dispositivos e métodos para medir as características de superfície de sistemas ópticos. A categoria de aberroscópios ou aberrômetros inclui abordagens clássicas de foroptros e de frente de onda. Os foroptros clássicos podem ser usados para registrar dados ópticos correspondentes a uma superfície de medição que é disposta anterior à córnea do olho. Por exemplo, foroptros podem medir aberrações de baixa ordem a uma distância de cerca de 12,5 mm anterior à superfície corneal. Em muitos casos, isto corresponderá a um plano de óculos do olho. Dispositivos de frente

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 33/62 / 38 de onda são frequentemente usados para medir aberrações tanto de baixa ordem como de alta ordem adjacentes a um plano de pupila, que pode ser cerca de 3,5 mm posterior à superfície corneal. Outra categoria de abordagens de medição inclui dispositivos e métodos de medição baseados em topografia. Topografia tipicamente envolve proporcionar dados ópticos correspondentes a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima da superfície corneal do olho.

B. Aberração [00055] Como indicado acima, a aberração da superfície de medição pode ser baseada sobre uma medição refrativa conforme determinada por um optômetro, ou qualquer um de uma ampla variedade de dispositivos para obter dados de aberração irregulares. De modo similar, a aberração da superfície de medição pode ser um mapa de frente de onda da superfície de medição, conforme determinado por um dispositivo de medição de frente de onda. Além disso, a aberração da superfície de medição pode refletir aberrações tanto de baixa ordem como de alta ordem do olho de um paciente.

II. Aberração da Superfície de Tratamento [00056] Quando uma aberração de superfície de medição de um sistema óptico tiver sido determinada, é então possível derivar uma aberração da superfície de tratamento do sistema óptico. No caso de métodos cirúrgicos refrativos, por exemplo, uma aberração de superfície de tratamento correspondente a um plano corneal pode ser derivada de uma aberração de superfície de medição conforme determinada em um outro plano além do plano corneal.

A. Superfície de Tratamento [00057] A aberração da superfície de tratamento corresponde a uma superfície de tratamento, que está tipicamente disposta em ou próxima de uma superfície anterior de uma córnea de um olho. Com frequência, a superfície de tratamento corresponderá a um plano corneal associado com o olho, como no

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 34/62 / 38 caso de cirurgia de olho a laser ablativa ou tratamentos com lente de contato. De outras vezes, a superfície de tratamento pode corresponder a um plano de óculos associado com o olho, como no caso de tratamentos por óculos. Além disso, a superfície de tratamento pode ser posterior ao plano de pupila do olho, como no caso de tratamentos com lente intraocular.

B. Derivação de Aberração de Superfície de Tratamento [00058] A aberração da superfície de tratamento pode ser derivada da aberração da superfície de medição e a superfície de tratamento, por exemplo, pode incluir uma medição de distância que representa uma diferença entre as duas superfícies. Em algumas modalidades, a medição da distância é baseada sobre uma diferença de distância de vértice, a diferença de distância de vértice refletindo uma distância entre um vértice da superfície de medição e um vértice da superfície de tratamento.

1. Fórmulas de Correção de Vértice Clássicas [00059] Tradicionalmente, a potência de uma lente é medida em dioptrias, e pode ser definida como a recíproca da distância focal da lente em metros. A fig. 6 mostra um diagrama esquemático de um sistema óptico, a primeira distância correspondente a uma primeira distância focal, e um segundo plano disposto a uma segunda distância do plano focal, a segunda distância correspondendo a uma segunda distância focal. Embora os primeiro e segundo planos sejam ilustrados como superfícies planas, estes planos também representam superfícies curvadas tais como lentes, frentes de onda, e outras representações de superfícies ópticas. No sistema óptico típico representado pela legenda (a) da figura 6, o plano focal pode ser associado com um plano retinal, o primeiro plano pode ser associado comum plano de óculos, e o segundo plano pode ser associado com um plano corneal.

[00060] Uma superfície de tratamento pode corresponder a, ou ser baseada sobre, uma superfície de óculos, superfície corneal, superfície de pupila, e semelhante. Uma superfície de óculos está tipicamente cerca de 12,5

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 35/62 / 38 mm anterior à córnea do olho. Uma superfície ou plano da pupila está tipicamente cerca de 3,5 mm posterior à córnea do olho. Uma superfície de lente intra-ocular está usualmente cerca de 0,5 mm posterior à superfície da pupila ou plano do olho. Uma superfície de lente de contato está tipicamente em ou ligeiramente anterior à córnea do olho. Se a superfície de tratamento e a superfície de medição estão substancialmente no mesmo plano, pode não haver necessidade por uma correção de vértice.

[00061] Ao prescrever óculos, por exemplo, um optometrista pode primeiramente realizar ou considerar uma medição de aberração tal como uma medição refrativa do olho, onde a medição de aberração corresponde a uma superfície de medição em ou próxima de um plano de pupila ou superfície do olho. Devido à superfície de tratamento poder não ser a mesma que a superfície de medição, há com frequência conveniência um ajuste de potência de modo a determinar o formato da superfície corretiva ou aberração da superfície de tratamento. No caso de óculos, a superfície de tratamento é disposta anterior à superfície corneal, usualmente em cerca de 12,5 mm. [00062] De maneira idêntica, ao prescrever lentes de contato um optometrista pode considerar uma correção refrativa correspondente ao plano dos óculos, e efetuar um ajuste de potência para compensar a diferença entre o plano de óculos e o pano corneal. Neste caso, o ajuste com frequência depende de uma distância de vértice, correspondente à distância entre a superfície posterior da lente de óculos e a superfície anterior da córnea. [00063] Assim, dada uma aberração da superfície de medição, é possível derivar uma aberração da superfície de tratamento baseado sobre a diferença entre a superfície de tratamento e a superfície de medição. Muitas vezes, a diferença será uma distância de vértice entre a superfície de tratamento e a superfície de medição. Como adicionalmente exposto abaixo, a aberração da superfície de tratamento pode então ser usada para determinar um formato de tratamento refrativo. No caso de óculos corretivos, o formato de tratamento

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27/38 refrativo pode uma base para uma prescrição para o paciente, onde o formato de tratamento corresponde ao plano ou superfície dos óculos.

[00064] Tipicamente, a aberração da superfície de medição corresponde a dados de uma primeira potência, e a aberração da superfície de tratamento corresponde a segundos dados de potência derivados. Os dados de segunda potência podem ser derivados dos primeiros dados de potência e a distância entre a superfície de medição e o tratamento. Para realizar o efeito de uma mudança de potência, em termos de uma correção de vértice, uma medida de distância de vértice pode ser baseada sobre uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento. A correção de vértice representa uma mudança de potência entre os primeiros dados de potência e os segundos dados de potência. Neste sentido, a derivação da segunda potência corresponde a uma correção de vértice da primeira potência. O vértice de uma curva de lente pode ser definido como o ápice da curva de lente, ou como o ponto sobre a curva de lente em que ao eixo geométrico da curva de lente o intersecta.

a. Tradicional (ausência de frente de onda) [00065] Forópteros tradicionais podem ser usados para efetuar medições de aberração óptica tradicionais tal como esfera e cilindro. As ditas medições de aberração são muitas vezes expressas em termos de potência dióptrica. Reportando-se mais uma vez à fig. 6, a legenda (a) assumindo a potência correspondente ao segundo plano, e.g. um plano corneal, é S, e a potência correspondente ao primeiro plano, e.g.um plano de óculos, é S’, é possível descrever a relação entre as duas potências com as seguintes equações:

(i) [00066] A potência pode ser expressa em unidades de dioptrias. / representa a distância entre o plano focal e o segundo plano, embora aqui estes termos não constituam um fator entre as duas medições de potência S e

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S’, d representa a distância de vértice entre o primeiro e o segundo plano. Onde uma superfície de tratamento de primeiro plano é disposta anterior a uma superfície de medição de segundo plano, d tipicamente terá um valor positivo. Por exemplo, para tratamentos por óculos, d pode ser cerca de 0,0125, e para tratamentos por cirurgia refrativa, d pode ser cerca de 0,0125m, e para tratamentos de cirurgia refrativa, d pode ser cerca de 0,0035 mm. Reciprocamente, onde o formato de tratamento de primeiro plane disposto posterior a uma superfície de medição de segundo plano, d tipicamente terá um valor negativo. Por exemplo, para tratamentos com lente intra-ocular d pode ser cerca de 0,0125 m, e para tratamentos de cirurgia refrativa, d pode ser seca de 0,0035m. Inversamente, quando o formato de tratamento de primeiro plano e disposta posterior a uma superfície de medição de segundo plano, d tipicamente terá um valor negativo. Por exemplo, para tratamentos de lente intra-ocular, d pode ser cerca de -0,0005m.

[00067] A esfera é uma aberração de baixa ordem correspondente a desemboque, e cilindro é uma aberração de baixa ordem correspondente a astigmatismo. Para considerar uma combinação de potências de esfera e de cilindro, é possível substituir S por (S+C) onde C representa a potência de cilindro no máximo meridiano. Assim, o cilindro no plano de óculos pode ser representado por C’, onde c=.

s+c \+d(S+C) (3) [00068] Estas fórmulas podem ser usadas para calcular a mudança de potência associada com uma distância de vértice.

b. Frente de Onda [00069] Além das abordagens foróptero tradicionais expostas acima, também é possível avaliar sistemas ópticos sobre a análise de frente de onda, A frente de onda pode se iniciar em um ponto focal virtual correspondente ao plano focal, e se propagar do plano dois no sentido do plano um. Para cada ponto ao longo da superfície de frente de onda, um declive pode ser

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29/38 calculado. Por exemplo, o declive local pode ser a primeira derivada da superfície em um determinado ponto. O declive local reflete um valor de superfície naquele ponto, assim como os valores de superfície dos pontos circundantes. O declive local pode ser um vetor subordinado à direção. Devido aos declives locais de frente de onda serem proporcionais à distância focal local, quando a frente de onda é propagada para a frente o declive da frente de onda pode ser escalonado por um fator de α de tal maneira que:

onde/é a distância focal da frente de onda e d é à distância de vértice. Aqui, a distância de vértice pode representar uma diferença ente a superfície de medição, ou plano dois, e a superfície de tratamento, ou plano dois, e a superfície de tratamento ou plano um. Assim, realizando uma medição inicial da frente de onda no plano dois, é possível calcular uma nova superfície de frente de onda no plano onde pontos individuais sobre a nova superfície têm uma curvatura local que é derivada pelo fator de escalonamento conforme exposto acima. No sistema óptico típico representado pela fig. 6 legenda (b), o primeiro plano pode representar um plano corneal, o segundo plano pode representar um plano pupilar, e o plano focal pode representar um plano retinal. Se a superfície de tratamento é anterior à superfície de medição, então a distância de vértice é positiva, e se a superfície de tratamento é posterior à superfície de medição, então a distância de vértice, e se a superfície de tratamento é posterior à superfície de medição, então a distância de vértice é negativa. De modo similar para o caso de miopia, devido à potência ser negativa, a distância focal poderia tomar um valor negativo. Genericamente α pode ter um valor positivo, pois o valor absoluto de / é muitas vezes muito maior que d.

[00070] Como exposto acima, a correção de vértice pode ser usada com abordagens de aberrometria tradicionais. É também possível usar correção de vértice com abordagens de frente de onda. Aqui, W(x,y) representa a frente de

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30/38 onda no plano de tratamento com distância de vértice de d. O declive local e assumido ser escalonado, como exposto cima. Assim, as seguintes equações são derivadas parciais da frente de onda corrigida no plano de tratamento f dw

3x f + â õx dw¹ f ^w cy f + d dy [00071] Pode ser demonstrado que a fórmula clássica para correção de vértice se aplica com a presunção de que os declives locais podem ser escalonados com um fator de escalonamento de f/(f+d). Os seguintes exemplos ilustram este principio com respeito a (i) esfera, ou desfoco, (ii) cilindro ou astigmatismo, (iii) coma, e (iv) aberração esférica. As frentes de onda podem ser expressas em termos de equações polinomiais. Esta equação é útil para as derivadas que se seguem.

5²fF· x¹ &W’ íxy dty' y¹ — --4-----+ — -. (6) cA Z-l-y¹ Ξκ² Z+y¹ L+y² (i) Esfera [00072] Na exposição que se segue, polinômios Zernike são usados para representar as aberrações oculares. Partindo de uma esfera, caracterizado pelo fato de que W(r) = c₂°V3 (2r² -1), correspondente à frente de onda no segundo plano, a curvatura da frente de onda convertida W’(r) no primeiro plano pode ser expressa como

0*17 _ x* Õ²W' , 2xy a²ÍF / Õ²W f õr³ x² + y¹ ac¹ Z+y²ae5y Z-l-y¹ t?y² / + í/’ ou d,¹ = 4^3¾⁰ (3) onde a curvatura da frente de onda de vértice corrigido pode ser calculada usando a Equação (6). Aqui, r representa o plano de pupila normalizado com valores de 0 a 1, x e y são os valores normalizados no eixo geométrico -x e y, f é a distância focal local, ou a recíproca de potência local, e a° é o

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31/38 coeficiente Zernike de termo desfoco. Pela definição de potência, tem-se dr*

S'= =4/3¾⁰ 1 d²w

5²pf (5) a

Pelas Equações (8) e (9), obtém-se a seguinte fórmula ’ (10) f + d 1 + Sd [00073] A equação (10) é a fórmula clássica para correção de vértice de potência de esfera pura assim demonstrando que a correção de vértice ode ser efetivamente usada na análise de frente de onda.

(ii) Cilindro [00074] Em outro exemplo para astigmatismo, VV(/·, ^) = tv TóT⁷ sin 2^ + d Tób cos ^corresponde à frente de onda no segundo plano, uma abordagem similar pode ser usada para obter a curvatura da frente de onda corrigida como , - (2-/6(// &in 2Θ + 2iÍ6cl cos 2&)-^-— = —/_ õP ^{1 3} f + d (11) [00075] Designando P’ e P como as curvaturas de W’ (frente de onda convertida) e Mfrente de onda medida) respectivamente. f _ P

P'=P(12) f + d \+Pd [00076] Substituindo P com S+C, é possível obter a correção de vértice clássica para cilindro

C=

L + J(i>Q — 5' <D) (iii) Coma [00077] Além das correções de vértice de frente de onda de baixa ordem expostas acima, é também possível a correção de vértice com medições de frente de onda que incluem aberrações de alta ordem. Por exemplo, coma horizontal pode ser expressa como W(r,6*) = -^8(/ (3r³ - 2r)cos6* mais uma vez correspondendo à frente de onda no segundo plano. Com uma abordagem

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32/38 similar àquela descrita acima, é possível calcular as derivadas para x e y e a seguir calcular a curvatura para r como ^f (M) ar¹ f ±d dr² f+d [00078] Designando P’e P como as curvaturas de W’ (frente de onda convertida) e W (frente de onda medida) respectivamente. f _ P p=p(15) f+d 1+Prf (iv) Aberrações Esféricas [00079] Em outro exemplo, uma aberração esférica pode ser expressa como W(r) = φΡ (6r⁴ -6r² +1). Mais uma vez com uma abordagem similar àquela descrita acima, é possível calcular as derivadas para x e para y e a seguir calcular a curvatura para r para determinar a curvatura da frente de onda corrigida como j- , tfw f (16)

[00080] Designando P’ e P como as curvaturas de W’ (frente de onda convertida) e W (frente de onda medida) respectivamente. f _ P

P'=P(17) f+d l + Pd [00081] Por conseguinte, para aberrações de baixa ordem assim como para aberrações de alta ordem, pode ser mostrado que por intermédio de um escalonamento de declive como aplicado na frente de onda, é possível realizar o efeito de mudança de potência como definido em um sentido clássico. As ditas abordagens podem ser úteis no determinar aberrações de superfície de tratamento baseado sobre aberrações de superfície de medição.

2. Novo Algoritmo para Correção de Vértice [00082] Aberrações de superfície de tratamento também podem ser determinadas baseado sobre abordagens algorítmicas. Em algumas modalidades, a aberração da superfície d tratamento é um mapa de frente de onda de superfície de tratamento. O mapa de frente de onda de superfície de

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33/38 tratamento pode ser derivado pelo menos em parte aplicando um fator e escalonamento de 1/(1+Pd) a um declive de um mapa de frente de onda de superfície de medição, onde P representa uma curvatura local do mapa de frente de onda de superfície de medição e d representa uma diferença entre uma superfície de medição e uma superfície de tratamento. Por exemplo, P pode ser baseado sobre um raio de pupila do olho. Os seguintes exemplos ilustram abordagens algorítmicas que incorporam os ditos princípios,

a. Constante HOA [00083] Este algoritmo presume que a curvatura média para aberrações de baixa ordem (LOA) como manifestadas por termos de potência de esfera e cilindro, é afetada por mudança de distância de vértice. Aberrações de alta ordem (HOA) são consideradas como adicionais de irregularidade local aa curvatura média, e não são afetadas pela alteração da distância de vértice. Assim, um mapa de frente de onda pode ser separado em partes de baixa ordem e de alta ordem como mostrado pela seguinte fórmula:

W(x, y) = W_L (x, y) + W_H (x, y) (18) [00084] Para a parte de baixa ordem, é possível obter os termos de potência de esfera e cilindro por intermédio de um método de decomposição Zernike.

[S, C] = ZD[W_L(x,y)l, (19) onde S e C representam os termos de potência de esfera e cilindro, respectivamente, e ZD representa um operador de decomposição Zernike. A esfera de vértice corrigido S’ e os termos de potência de esfera S’ e cilindro C’ de vértice corrigido podem ser obtidos das seguintes fórmulas + dS’ lV+C + 4CS + Q

-5' (20) (21) [00085] A frente de onda de vértice corrigido pode então ser obtida adicionando a parte de ala ordem não corrigida da frente de onda original com o operador de expansão Zernike aplicado à esfera S’ e cilindro C’ corrigidos

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34/38 como

W'(x, y) = ZE (S',C')+W_H(x,y) W onde ZE representa um operador de expansão Zernike.

b. Variando HO A [00086] Este algoritmo segmenta a medição de frente de onda em múltiplas partes, e é designado pra ter cada parte da frente de onda corrigida focalizada sobre ou no sentido do ponto focal do sistema óptico, indiferentemente à forma da frente de onda. Assim, o declive local de cada parte da medição de frente de onda pode ser escalonado por um fator f/(f+d) onde / representa a distância focal local e d representa a distância de vértice. Aplicando o seguinte algoritmo, é possível obter a frente de onda de vértice corrigido.

1. Calcular o gradiente x- e y- pelo seguinte algoritmo:

Ao longo do eixo geométrico x:

a. dW/ dx - [W(i, j + 1 )-W (i, j)]/dx se [i,j] assenta sobre a borda esquerda

b. dW/ dx- [W(i, j)-W (i, j-1 )]/dx se [i,j] assenta sobre a borda direita

c. dW/ dx- [W(i, j + 1)-W(i, j-1 )]/2dx de outro modo dentro da pupila

Ao longo do eixo geométrico y

d. dW/ dy = [W(i, j)-W (i+1, j)]/dy se [i,j] assenta sobre a borda superior

e. dW/ dy = [W(i,l, j)-W (i, j)]/dy se [i,j] assenta sobre a borda inferior

f. dW/ dy = [W(i-1, j)-W (i+1, j)]/2dy caso contrário dentro da pupila.

Se [i,j] está fora da pupila os dados não são considerados.

2. Calcular a curvatura local P usando este algoritmo.

a. Calcular c?W/ dx², cPW/ dy^2e cPW/ dydy de dW/dx e dW/dy usando algoritmo 1.

_ x¹ d'W _| 2xy õ¹^ ! y¹ q ôr^x x²+y² Sx* x²+y²Sxõy 3y*

c. Calcular curvatura local o 1

Ά² Sr¹ (R sendo raio de pupila)

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3. Escalonar a curvatura local de frente de onda com este algoritmo, gtr _ í atr dx 1 + Prf õx dW' _ ΐ õy L 4- Pd õy

4. Reconstruir a frente de onda corrigida W’(x,y)com este algoritmo

a. Calcular transformação de Fourier de õW’/ôy para obter c_u e c_v respectivamente.

b. Multiplicar u com c_v e dividir por u²+v²

c. Inverter transformação de Fourier para obter W’(x,y)

d. Calcular, dW7 ôx e õW7ôy usando o algoritmo 1, ajustado com a borda sendo a inteira armação como oposta à borda de pupila.

e. Substituir, õW7ôx e õW7ôy com valores da etapa 3 dentro da pupila, deixando valores fora da pupila intocados.

f. Determinar se um critério predefinido é satisfeito, ou se um número predeterminado de iterações foi completado. Caso contrário, ir para a etapa (a) e repetir até a etapa (a) e repetir até a etapa (f)

g. Proporcionar uma estimação de W’(x,y) [00087] Um critério predefinido da etapa (f) poderia ser, por exemplo, o erro RMS da frente de onda reconstruída baseado sobre uma comparação entre W\ e W’n nas i^a e (i-l)^a iterações, respectivamente. Alternativamente, outras aferições de qualidade óptica podem ser usadas. Em uma modalidade, o número predeterminado de iterações na etapa (f) é 10. Como ilustrado no algoritmo acima, é possível derivar um mapa de frente de onda de superfície de tratamento baseado sobre um algoritmo de reconstrução Fourier iterativo. Assim, o inteiro algoritmo, etapas 1 a 4, utiliza ambas a reconstrução Fourier (4) e o escalonamento de declive local (etapa 3).

[00088] A teoria por trás da reconstrução Fourier pode ser descrita como segue. Presuma-se que a frente de onda W(x,y) seja expandida em séries

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Fourier como

v)exp[/2ír(ux + vy)]duãv, (23) onde c(u,v) é o coeficiente de expansão. Tomando a derivada parcial para x e X respectivamente na equação acima, proporciona = r2^ f exp[í2;T(iiX + yy)]íJiííív

Sx

5FK(3c, y) _ exp[j*2jr(ia + yj/)]cWv (24) [00089] Indicando c_u para ser a transformação Fourier de uma derivada de W(x,y) e c_v para ser a transformação Fourier de uma derivada-}/ de W(x,y), proporciona díí^j,) ôW(x,y)

Jf^cB (»> v)cxpCí2^(iii + vy)]Juí/v JJc_p (u, v) exp [í 2jt (iít + vy )] dttdv (25) [00090]

Comparando estes dois conjuntos de equações, proporciona pjff ^) = /2^(^,1/) («, μ) = í 2πμι?(Η, v) [00091] Combinando estas duas equações com u multiplicado em ambos os lados da primeira equação e v multiplicado em ambos os lados da segunda equação, proporciona »£_m(u,v) + wc_r(«,v) = i2?r(í/² + v²)c(u_sv). (27) [00092] Por conseguinte, a transformação Fourier da frente de onda pode ser obtida como c(u,v} —

JjtCií⁵ +V¹) ât

OtpH2JT(l« 4- hj>]+ r JJΜρΓ-·ί2ΐΓ([ίΐ + μμ)] !

(28) [00093] Assim, tomando uma transformação Fourier inversa, é possível obter a frente de onda como ry(jc, y) = , v) exp [í2 ?t(iíx + yy)]tWv . (29)

III. Perfil de Tratamento Refrativo [00094] Uma vez que uma aberração de superfície de tratamento tenha sido derivada de um método conforme descrito acima, é possível determinar uma prescrição ou um perfil de tratamento refrativo baseado sobre a

Petição 870170079651, de 19/10/2017, pág. 46/62 / 38 aberração da superfície de tratamento. Por exemplo, uma prescrição pode ser derivada para melhorar a condição de visão do olho de um paciente. Um perfil de tratamento refrativo pode ser determinado baseado sobre a aberração de superfície de tratamento do olho, e um perfil de tratamento refrativo pode ser incorporado em qualquer um de uma variedade de dispositivos ou procedimentos ópticos corretivos inclusive cirurgia a laser, óculos, lentes de contato, lentes intra-oculares, e semelhantes.

IV. Exemplo: Avaliar Fórmulas Clássicas e Novos Algoritmos [00095] Em algumas modalidades, é útil avaliar a convergência de reconstrução Fourier usada nos algoritmos de correção de vértice expostos acima. As ditas abordagens são expostas no pedido de patente da mesma titular US SN 10/601 048 depositado em 20 de junho de 2003, a totalidade do qual é aqui incorporada a título de referência. É também útil avaliar a precisão do algoritmo de aberração de alta ordem variável quando comparado com as fórmulas clássicas acima expostas (isto é, esfera, esfera e cilindro). Por exemplo, um teste é mostrar a comparação entre as abordagens algorítmicas para casos miópicos, hiperópicos e de astigmatismo. A fig. 7 mostra a comparação de esfera e cilindro de vértice corrigido usando o algoritmo de aberração de alta ordem variável descrito acima quando comparado com formulas clássicas (isto é, esfera, esfera e cilindro) para (a) hiperopia +3D; (b) miopia -3D; (c) astigmatismo - 3DS/-1,5DC. E bastante claro que os resultados são muito bons. Bons resultados podem ser demonstrados por um pequeno erro. Por exemplo, se a diferença é de menos de 0,05D, ou menor que 2,5%, pode ser genericamente considerada como boa. Para casos de esfera pura (e.g. miopia e hiperopia) o erro pode ser maior, devido à amostragem grosseira de dados de frente de onda no cálculo.

[00096] Para aberrações de alta ordem, foi demonstrado com dois exemplos (isto é, coma, aberrações esféricas) em teoria que a frente de onda de vértice corrigido segue a relação de potência dada pela fórmula clássica de

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38/38 correção de vértice. A fig. 8 mostra representações gráficas de superfície de frente de onda de uma correção pré-vértice (painel esquerdo) e correção pósvértice (painel direito) correspondente a uma correção de vértice de 12,5 mm quando efetuada por um algoritmo de aberração de alta ordem de variação. [00097] Em termos da eficiência de um algoritmo de aberração de alta ordem de variação, a tabela seguinte mostra os tempos de corrida tomados para um tal algoritmo de correção de vértice com relação ao número de iterações tomadas na reconstrução de Fourier, correspondendo a etapa 4 do algoritmo; em um computador laptop de 1,13 GHz. Com 10 iterações, o algoritmo pode levar mais do que 2 segundos em tempo real. Felizmente, essa correção de vértice pode somente ser necessária quando uma tabela de tratamento é gerada, em que ela própria pode levar minutos. As tabelas de tratamento são arquivos que podem armazenar comandos para um laser fornecer pulsos laser individuais, no contexto de um tratamento de ablação a laser. Por exemplo, os comandos podem ser para duração e dimensão de pulso.

Iterações	1	2	5	10	20	50	200
Tempo (s)	0.340	0.521	1.231	2.303	4.256	10.40	41.34

[00098] Assim em uma modalidade, como parte do algoritmo, a reconstrução Fourier pode exigir 10 iterações para realizar resultados planejados para obter resultados planejados dados por taxa de amostragem de 100 mícrons.

[00099] Embora as modalidades típicas tenham sido descritas em algum detalhe, a título de exemplo e para clareza de compreensão aqueles versados na técnica reconhecerão que uma variedade de modificação, adaptações, e alterações podem ser empregadas. Assim, o âmbito da presente invenção deve ser limitado exclusivamente pelas reivindicações apensas.

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Claims (13)

1. REIVINDICAÇÕES

   1. Método de determinar um formato de tratamento refrativo (110) para melhor uma condição de visão em um paciente, o método caracterizado pelo fato de que compreende:

   a) medir uma aberração de frente de onda de um olho do paciente, a aberração de frente de onda correspondendo a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima de um plano de pupila do olho, de maneira a proporcionar uma aberração de superfície de medição (120) compreendendo um mapa de frente de onda da superfície de medição;

   b) derivar uma aberração de superfície de tratamento do olho, a aberração de superfície de tratamento correspondendo a uma superfície de tratamento do olho e compreendendo um mapa de frente de onda da superfície de tratamento derivada pelo menos em parte pelo escalonamento de declive local do mapa de frente de onda da superfície de medição, a aberração da superfície de tratamento derivada da aberração da superfície de medição (120) usando uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento; e

   c) determinar o formato de tratamento refrativo (110) baseado sobre a aberração da superfície de tratamento do olho.
2. 2. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a superfície de tratamento é disposta em ou próxima de uma superfície corneal anterior do olho.
3. 3. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a superfície de tratamento corresponde a um plano de óculos do olho.
4. 4. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a superfície de tratamento é disposta posterior a um plano de pupila do olho.
5. 5. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo

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   2 / 3 fato de que o mapa de frente de onda da superfície de tratamento é derivado pelo menos em parte aplicando um fator de escalonamento de 1/(1+Pd) a um declive do mapa de frente de onda de superfície de medição, onde P representa uma curvatura local do mapa de frente de onda da superfície de medição e d representa uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento.
6. 6. Método de acordo com a reivindicação 5, caracterizado pelo fato de que P é baseado em uma segunda derivada do mapa de frente de onda da superfície de medição.
7. 7. Método de acordo com a reivindicação 6, caracterizado pelo fato de que P é baseado em um raio de pupila do olho.
8. 8. Método de acordo com a reivindicação 7, caracterizado pelo fato de que o mapa de frente de onda da superfície de tratamento é derivado de acordo com um algoritmo de reconstrução Fourier iterativo.
9. 9. Método de acordo com a reivindicação 8, caracterizado pelo fato de que o algoritmo de reconstrução Fourier iterativo compreende 10 iterações.
10. 10. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que a aberração da superfície de medição (120) reflete aberrações de baixa ordem e de alta ordem do olho do paciente.
11. 11. Método de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que uma diferença entre a superfície de medição e uma superfície retiniana do olho corresponde a uma primeira medida de vértice, e uma diferença entre a superfície de tratamento e a superfície retiniana do olho corresponde a uma segunda medida de vértice.
12. 12. Sistema para gerar um formato de tratamento refrativo (110) para melhorar a condição de visão em um olho de um paciente, o sistema caracterizado pelo fato de que compreende:

    a) um módulo de entrada (102) que aceita uma aberração de

    Petição 870170096694, de 11/12/2017, pág. 9/10 superfície de medição (120) compreendendo um mapa de frente de onda da superfície de medição, a aberração da superfície de medição (120) baseada sobre uma aberração de frente de onda do olho, a aberração de frente de onda correspondendo a uma superfície de medição que está disposta em ou próxima de um plano de pupila do olho;

    b) um módulo de transformação que deriva uma aberração de superfície de tratamento, a aberração de superfície de tratamento correspondente a uma superfície de tratamento do olho e compreende um mapa de frente de onda da superfície de tratamento derivada pelo menos em parte pelo escalonamento de declive local do mapa de frente de onda da superfície de medição, a aberração de superfície de tratamento derivada da aberração da superfície de medição (120) usando uma diferença entre a superfície de medição e a superfície de tratamento; e

    c) um módulo de saída (106) que gera o formato de tratamento refrativo (110) baseado sobre a aberração da superfície de tratamento.
13. 13. Sistema de acordo com a reivindicação 12, caracterizado pelo fato de que a superfície de tratamento é disposta em ou próxima de uma superfície corneal anterior do olho.

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