BRPI0822859B1

BRPI0822859B1 - Aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, seu método de controle e método para gerar um controle para um computador do referido aparelho

Info

Publication number: BRPI0822859B1
Application number: BRPI0822859-0A
Authority: BR
Inventors: Peter Riedel; Christof Donitzky
Original assignee: Wavelight Gmbh
Priority date: 2008-06-30
Filing date: 2008-06-30
Publication date: 2019-07-09
Also published as: RU2011102846A; MX2011000094A; TW201002298A; BRPI0822859A8; KR20110053332A; EP2337534B1; ES2571790T3; CA2729249C; CA2729249A1; RU2481810C2; WO2010000278A1; JP2011526165A; KR101255797B1; CN102088934A; US8246610B2; AU2008358827A1; US20100106143A1; BRPI0822859B8; CN102088934B; EP2337534A1

Abstract

aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, programa de controle para um aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, e, método para gerar um programa de controle para um computador. a invenção divulga um dispositivo para cirurgia oftalmológica a laser, particularmente, refrativa, que alinha um perfil de ablação desejado com um ponto comeano pré-determinado, que ele calcula a partir dos dados de imagem de um rastreador de olho, ainda tomando a profundidade da câmara anterior do olho, incluindo a espessura da córnea, individualmente medida para o respectivo paciente em consideração.

Description

APARELHO PARA CIRURGIA OFTALMOLÓGICA A LASER, SEU MÉTODO DE CONTROLE E MÉTODO PARA GERAR UM CONTROLE PARA UM COMPUTADOR DO REFERIDO APARELHO [001]. A invenção diz respeito a um aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa. Ela diz respeito, adicionalmente, a um programa de controle para um aparelho como este e a um método para gerar um programa de controle como este.

[002]. Aqui, cirurgia refrativa a laser deve ser entendida como a alteração das propriedades de tratamento de imagem do olho do sistema ótico por meio de radiação laser. A interação da radiação laser incidente com o olho altera as propriedades refrativas de um ou mais componentes do olho. Já que as propriedades de tratamento de imagem do olho são determinadas, primariamente, pela córnea, em muitos casos, cirurgia refrativa a laser do olho envolve o tratamento da córnea. Em tal tratamento, aplicação específica de incisões e/ou remoção específica de material efetua(m) alteração na forma da córnea; portanto, o termo remodelagem também é usado.

[003]. Um proeminente exemplo de remodelagem da córnea com o propósito de alterar suas propriedades refrativas é aquele de LASIK (ceratomileuse in-situ a laser). No caso de LASIK, primeiro, uma pequena fatia superficial, comumente chamada de flap no campo especialista, é removida da córnea. O flap permanece anexado, em uma parte de sua borda, no tecido corneano adjacente, de maneira tal que ele seja facilmente dobrado para o lado e, subsequentemente, novamente redobrado. Na prática, até agora, dois métodos, em particular, são usados para produzir o flap, sendo, por um lado, um método mecânico, por meio de um microqueratoma, e, por outro lado, um método de técnica a laser, em que, por meio de radiação laser em femtossegundos (isto é, radiação laser pulsada com uma duração do pulso na faixa de fs), uma incisão plana subsuperficial é feita na córnea, incisão esta

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2/14 que é colocada para fora, separada da região da junta articulada na superfície da córnea. Depois que o flap produzido foi dobrado para longe, a remoção de material (ablação) do assim exposto estroma é efetuada de acordo com um perfil de ablação pré-definido. O perfil de ablação especifica quanto tecido deve ser removido em qual local da córnea. O perfil de ablação é assim calculado, de forma que, depois da ablação, a córnea tenha uma forma ideal para o olho tratado e os defeitos de tratamento de imagem ótica previamente existentes do olho sejam, o tanto quanto possível, corrigidos. Métodos apropriados estão disponíveis há muito tempo no campo especialista para cálculo do perfil de ablação.

[004]. Por exemplo, um excimer laser, com um comprimento de onda da radiação na faixa UV, em aproximadamente 193 nm, é usado para a ablação.

[005]. Uma vez que o perfil de ablação foi determinado para o olho que deve ser tratado, então, calcula-se como a remoção exigida pode ser mais bem alcançada com a radiação laser disponível. Normalmente, a radiação laser usada é radiação pulsada. Portanto, é uma questão de cálculo, de acordo com espaço e tempo, uma sequência de pulsos de laser que, em interação com a córnea, em particular, o estroma, efetua a remodelagem exigida da córnea.

[006]. Dispositivos de guia de feixe, para guiar um feixe de laser sobre o olho a ser tratado, de forma que a sequência exigida de pulsos de laser no espaço e tempo seja alcançada, são conhecidos por si mesmos na tecnologia anterior. Em particular, o dispositivo de guia de feixe pode compreender uma unidade de deflexão, também conhecida como um dispositivo de varredura , que serve para defletir o feixe de laser na direção transversal (direção x-y), bem como ótica de focalização, para focalizar o feixe de laser em uma posição na altura exigida (direção z). A unidade de deflexão pode compreender, por exemplo, um ou mais espelhos de deflexão

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3/14 galvanometricamente controlados.

[007]. A presente invenção não é restrita a técnicas LASIK. Ela também pode ser aplicada no caso de outras operações cirúrgicas a laser no olho, por exemplo, no caso de PRK (ceratectomia fotorrefrativa), LASEK, EPI-LASIK, ou no caso de procedimentos incisionais, nos quais apenas incisões são feitas na córnea. Além do mais, a invenção também não é restrita ao tratamento da córnea por cirurgia a laser. A aplicação da invenção para tratamentos da lente, por exemplo, também é concebível.

[008]. Os mencionados dispositivos de guia de feixe são controlados por meio de um computador controlado por programa, de acordo com o perfil de ablação ou, mais no geral, de acordo com um perfil de tratamento. Se o tratamento for um tratamento cirúrgico não ablativo, por exemplo, o perfil de tratamento também pode ser um perfil de incisão que especifica em qual local, e quão profundamente, uma incisão deve ser feita.

[009]. O perfil de tratamento exige um ponto de referência, ao qual a sequência dos pontos de laser é espacialmente relacionada. Foi proposto, particularmente em conjunto com a ablação LASIK, que o ponto médio da pupila seja usado como um ponto de referência para o perfil de ablação. A pupila é a abertura que é deixada aberta pelo diafragma da íris, e através da qual radiação passa para o interior do olho e sobre a retina. Ela tem um contorno relativamente agudo e, portanto, ela é adequada para ser fotografada por meio de uma câmera e avaliada por meio de programas de processamento de imagem. Tecnologia de câmera e programas de processamento apropriados estão disponíveis na tecnologia anterior.

[010]. Entretanto, o humano olho não é um objeto estacionário, mas executa movimentos continuamente. Há vários tipos de movimentos do olho, alguns dos quais são executados em diferentes escalas de tempo. É de importância apenas a determinação de que o olho nunca está estático. Isto se aplica mesmo quando se tentar fixar a vista sobre um objeto

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4/14 em particular especificado. Mesmo então, movimentos de fixação inevitáveis ocorrem. Já que a pupila participa dos mencionados movimentos do olho em um grau maior ou menor, o olho pode ser rastreado, em relação a seus movimentos, através da observação ou monitoramento da pupila por câmera. Correspondentes dispositivos de rastreamento do olho (rastreadores do olho) rastreiam movimentos do olho pela tomada de sequências de imagens da pupila, incluindo a íris circundante, e subsequente avaliação das sequências de imagem por meio de software. No contexto da avaliação da imagem, é o local instantâneo do centro da pupila, em particular, que é determinado. Já que o centro da ablação (centro do perfil de ablação) é sempre realinhado no assim determinado centro da pupila, a sequência espacial exigida de pulsos de laser pode ser direcionada de forma confiável sobre os locais corretos da região do olho a ser tratada.

[011]. Entretanto, o uso do centro da pupila como um ponto de referência para o perfil de ablação é associado com uma desvantagem sistemática, já que ele não leva em consideração a profundidade da câmara anterior do olho, localizada na frente da pupila, e também não leva em consideração a espessura da córnea. No geral, movimentos do olho são movimentos rotacionais, o ponto de rotação ficando localizado no vítreo corpo. Se o olho se mover em um certo ângulo, o centro da pupila é deslocado, no plano da pupila, em um primeiro valor, enquanto que um ponto localizado na superfície da córnea é deslocado, no plano corneano, em um segundo valor, que é maior que o primeiro valor, devido à maior distância do ponto corneano em relação ao ponto de rotação, em comparação com a distância entre o centro da pupila e o ponto de rotação. Portanto, na presença de movimentos do olho, o alinhamento do perfil de ablação no centro da pupila resulta em imprecisões.

[012]. Portanto, pode-se considerar o uso, em vez do centro da pupila, como um ponto de referência para o perfil de ablação, um

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5/14 ponto específico da patente na córnea que tem um relacionamento espacial fixo com o centro da pupila. Em particular, neste caso, pode-se considerar o ponto no qual o eixo geométrico da pupila penetra através da superfície da córnea. O eixo geométrico da pupila se estende através do centro da pupila e através da superfície da córnea. No caso de tratamentos corneanos, o uso de um ponto localizado na córnea como um ponto de referência para o perfil de tratamento torna possível evitar o mencionado erro sistemático que é encontrado se, ao contrário, um ponto localizado em uma distância da córnea, tal como, por exemplo, o centro da pupila, for usado como um ponto de referência.

[013]. Com o propósito de calcular geometricamente, a partir do centro da pupila, um centro de processamento localizado na córnea, há uma necessidade de informação relacionada ao raio rotacional do olho e à distância radial entre os dois centros. A última é determinada, principalmente, através da profundidade da câmara anterior do olho; uma pequena parte desta distância radial é adicionalmente determinada pela espessura da córnea.

[014]. A invenção prossegue a partir do conhecimento de que a profundidade da câmara anterior, incluindo a espessura da córnea, pode variar em um grau de pessoa para pessoa, que, para o fim da melhoria do resultado da operação, é vantajoso verificar, de uma maneira metrologicamente definitiva, individualmente para o respectivo paciente, a profundidade da câmara anterior do paciente (incluindo a espessura da córnea, se exigido), e levar este valor medido em consideração no cálculo do centro de processamento corneano a partir da posição do centro da pupila. Por exemplo, no caso de um grupo de pacientes de teste, pode-se verificar que a profundidade da câmara anterior, incluindo a espessura da córnea, variou entre aproximadamente 2,8 e 4,5 mm no grupo de teste. Em vista desta amplitude de variação certificado, é um aspecto do preceito de acordo com a invenção que é possível que a consideração de um valor padrão, por exemplo,

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3,5 mm, para a profundidade da câmara anterior, incluindo a espessura da córnea, pode não ser muito apropriada para as condições reais, no caso de um paciente atual, e, portanto, há uma necessidade contínua em considerar um erro comparativamente grande se o centro de processamento for calculado a partir do centro da pupila com o uso de um valor padrão como este.

[015]. O objetivo da invenção é divulgar, para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa, um método pelo qual, para um perfil de tratamento especificado, um ponto de referência pode ser certificado no olho durante o tratamento, método este que possibilita que melhores resultados de operação sejam alcançados.

[016]. De acordo com a invenção, é provido, com este propósito, um aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa, que compreende

- uma fonte de feixe de laser,

- dispositivo de guia de feixe para guia com local e tempo controlados do feixe de laser emitido pela fonte de feixe de laser sobre um olho a ser tratado,

- uma câmera para tomar uma imagem da íris e da pupila do olho,

- um computador controlado por programa, conectado na câmera, para controlar o dispositivo de guia de feixe de acordo com um perfil de tratamento, o computador sendo configurado para verificar, durante o tratamento do olho, com base nos dados de imagem supridos pela câmera, a posição de um ponto especificado na córnea do olho, e para alinhar o perfil de tratamento em relação à assim verificada posição do ponto corneano.

[017]. De acordo com a invenção, neste caso, o aparelho é equipado com um dispositivo de medição para medir uma dimensão da profundidade do olho a ser tratado, dimensão da profundidade esta que é representativa da profundidade da câmara anterior e, se exigido, da espessura

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7/14 da córnea, o computador sendo suprido com os dados de medição do dispositivo de medição, e sendo configurado para verificar a posição do ponto corneano especificado, levando em consideração a dimensão da profundidade medida.

[018]. Assim, a invenção preceitua que a profundidade da câmara anterior e, se exigido, a espessura da córnea sejam medidas individualmente para o respectivo paciente, e o processamento a laser seja alinhado em um ponto corneano que foi certificado com estes valores medidos sendo considerados. Preferivelmente, o ponto de referência fica localizado no lado frontal da córnea. A medição pode ser realizada imediatamente antes do começo da cirurgia.

[019]. Métodos de medição interferométrica ótica coerente para medição sem contato de tecido biológico, tais como, por exemplo, tomografia coerência ótica (OCT), ou reflectometria em faixa de coerência (OLCR: reflectometria de baixa coerência ótica), foram disponíveis por algum tempo. Estes métodos de medição operam com radiação de banda larga (por exemplo, SLED, ASE, laser supercontínuo), e permite que estruturas biológicas sejam medidas com alta resolução, até a faixa de 1 pm e mais fino.

[020]. Em um desenvolvimento preferido, a invenção preceitua que um dispositivo de medição interferométrico ótico coerente como este seja integrado no aparelho cirúrgico a laser, o dispositivo de medição sendo, em particular, um dispositivo de medição OLCR. A medição de alta precisão de um dispositivo de medição como este permite que as variações da profundidade da câmara anterior e da espessura da córnea entre diferentes pacientes sejam resolvidas e gravadas com precisão. A integração do dispositivo de medição no aparelho cirúrgico a laser é de maneira tal que, em particular, o feixe de medição emitido pelo dispositivo de medição seja direcionado sobre o olho coaxialmente com o feixe de laser usado para tratamento, de maneira tal que o paciente precise ser posicionado apenas uma

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8/14 vez e, se necessário, a medição possa ser repetida durante a operação.

[021]. Não apenas a profundidade da câmara anterior, mas, também, o diâmetro do olho, como um todo, podem diferir de pessoa para pessoa. Um diâmetro do olho diferente resulta em um raio rotacional correspondentemente diferente, no caso de movimentos rotacionais do olho. Desta maneira, no caso de uma modalidade preferida, é feita provisão, de acordo com a qual, o computador é configurado para verificar a posição do ponto corneano especificado, com um raio rotacional do olho específico do paciente, pré-operativamente certificado, também sendo considerado. Levar em consideração o raio rotacional individualmente medido permite melhorias adicionais, em comparação com o uso de um raio rotacional que é especificado como um padrão.

[022]. Como exposto, o ponto no qual o eixo geométrico da pupila penetra através da superfície da córnea pode ser usado como um ponto corneano especificado. Alternativamente, um ponto corneano que fica em uma posição relativa fixa em relação a este ponto de penetração pode ser usado.

[023]. No caso de intervenções LASIK em particular, em que, primeiro, o flap é dobrado para longe, a fim de, subsequentemente, realizar a ablação, não há possibilidade, durante a ablação, de arrastar diretamente a superfície da córnea depois de um dado ponto. Desta maneira, o ponto de referência para o centro da ablação pode apenas ser calculado por dispositivo indireto. Uma possibilidade para isto pode consistir em verificar continuamente, durante o tratamento a laser, a partir dos dados de imagem da câmera, uma dimensão de deslocamento atual para o centro da pupila que indica a posição atual do centro da pupila em relação a uma dada posição de referência. A dimensão de deslocamento do centro da pupila pode ser determinada, em particular, na forma de um vetor de deslocamento, que representa a direção e grau de deslocamento do centro da pupila em relação à

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9/14 posição de referência. Então, movimentos do olho efetuados no curso da intervenção a laser podem ser expressados, respectivamente, por um vetor de deslocamento relacionado a esta posição de referência do centro da pupila.

[024]. Então, usando a dimensão da profundidade medida, uma dimensão de deslocamento, correspondente à dimensão de deslocamento do centro da pupila, pode ser calculada para o ponto corneano especificado, por exemplo, novamente, na forma de um vetor de deslocamento. A posição atual do ponto corneano especificado pode ser calculada a partir da assim calculada dimensão de deslocamento do ponto corneano especificado e de uma posição de referência conhecida para este ponto. Apropriadamente, neste caso, a posição de referência do ponto corneano especificado é aquela posição considerada pelo ponto corneano especificado quando o centro da pupila estiver em sua posição de referência. Por exemplo, a posição na qual o eixo geométrico da pupila penetra através da superfície da córnea, e a posição associada do centro da pupila, podem ser verificada s uma vez, no início da operação, e armazenadas como posições de referência para o ponto corneano e o centro da pupila especificados.

[025]. A invenção provê adicionalmente um programa de controle para um aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa, o aparelho compreendendo uma fonte de feixe de laser, dispositivo de guia de feixe para guia com local e tempo controlados do feixe de laser emitido pela fonte de feixe de laser sobre um olho a ser tratado, uma câmera para tomar uma imagem da íris e da pupila do olho, e um computador, que é conectado na câmera e executa o programa de controle, para controlar o dispositivo de guia de feixe de acordo com um perfil de tratamento. O programa de controle é desenhado de uma maneira tal que o computador verifique, durante o tratamento do olho, com base nos dados de imagem supridos pela câmera, a posição de um ponto especificado na córnea do olho e alinhe o perfil de tratamento em relação à assim verificada posição do ponto

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10/14 corneano. Neste caso, o programa de controle certifica a posição do ponto corneano especificado levando em consideração uma dimensão da profundidade medida do olho a ser tratado, dimensão da profundidade esta que é representativa da profundidade da câmara anterior e, se exigido, da espessura da córnea.

[026]. O programa de controle pode ser armazenado, por exemplo, em uma mídia de dados portátil legível por máquina ou em um chip de memória que pode ser acessado pelo computador.

[027]. Além do mais, a invenção diz respeito a um método para gerar um programa de controle para um computador controlado por programa de um aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa, o aparelho sendo configurado para rotear radiação laser sobre o olho, ou no seu interior, de acordo com uma sequência espacial e de tempo que é determinada por um perfil de tratamento exigido e que é alinhada em relação a um local especificado de um olho a ser tratado. De acordo com a invenção, no caso deste método, é feita provisão, de acordo com o qual, uma dimensão da profundidade do olho a ser tratado é medida pelo menos uma vez antes da cirurgia, dimensão da profundidade esta que é representativa da profundidade da câmara anterior e, se exigido, da espessura da córnea, e o programa de controle é gerado de maneira tal que, durante a cirurgia, ele verifique o valor especificado do olho, levando em consideração a dimensão da profundidade medida.

[028]. As divulgações feitas e as modalidades exemplares preferidas previamente explicadas em conjunto com o aparelho cirúrgico a laser de acordo com a invenção se aplicam, correspondentemente, ao programa de controle e ao método.

[029]. A invenção é adicionalmente explicada a seguir em relação aos desenhos anexos, nos quais:

a figura 1 mostra uma representação em bloco esquemático de

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11/14 uma modalidade exemplar de um aparelho para cirurgia refrativa a laser do olho, a figura 2 mostra uma representação seccional da região frontal do olho, e a figura 3 mostra uma representação seccional da região frontal do olho, em uma posição do olho rotacionada em relação à figura 2.

[030]. Na figura 1, um olho a ser tratado com cirurgia refrativa a laser é indicado esquematicamente na referência 10. A córnea do olho 10 e a borda da pupila são mostradas em 12 e 14, respectivamente.

[031]. O aparelho cirúrgico a laser de acordo com a figura 1 mostra, de uma maneira conhecida por si mesma, uma fonte de luz de fixação (por exemplo, LED ou laser) 18, que emite um (fraco) feixe de fixação 18' e na qual a vista do paciente é direcionada com o propósito de fixar a posição do olho.

[032]. O aparelho cirúrgico a laser compreende adicionalmente um laser de tratamento 20, que emite radiação de tratamento 20' que é roteada, por meio de uma lente 22, sobre os espelhos do dispositivo de varredura 24, 24' e direcionada, por meio de um espelho de deflexão 26, sobre o olho 10. Para um tratamento LASIK, o laser 20 pode ser, por exemplo, um excimer laser, cujo comprimento de onda da radiação é de 193 nm. Entende-se que outros comprimentos de onda de tratamento também podem ser usados, se exigidos, com outros propósitos de tratamento. Um computador controlado por programa C controla o laser 20 e os espelhos do dispositivo de varredura 24, 24' de acordo com um perfil de tratamento previamente calculado. A seguir, considera-se que um tratamento LASIK é realizado por meio do aparelho cirúrgico representado. Desta maneira, um perfil de ablação é considerado como um perfil de tratamento.

[033]. O aparelho cirúrgico a laser compreende adicionalmente um dispositivo para rastrear movimentos do olho (rastreador

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12/14 de olho). O rastreador de olho compreende uma câmera 30, por meio da qual imagens do olho, especificamente, da pupila e da íris, são tomadas, por meio de um espelho de deflexão 28, na direção de uma seta 32. Então, as imagens tomadas são avaliadas no computador C ou em uma unidade de processamento de imagem precedente, não representada, a fim de rastrear movimentos do olho, que, no geral, não podem ser evitados pelo paciente, apesar da fixação tentada da vista sobre a luz de fixação 18'. O computador C leva em consideração os movimentos detectados do olho no controle dos espelhos do dispositivo de varredura 24, 24', a fim de, assim, manter o perfil de ablação alinhado tão constantemente quanto possível em relação a um ponto de referência especificado na superfície da córnea.

[034]. Além do mais, é integrado no aparelho cirúrgico a laser um dispositivo de medição 34 para OLCR (reflectometria de baixa coerência ótica), dispositivo este que, de uma maneira conhecida por si mesma, inclui uma fonte para um feixe de medição que é roteado sobre o olho 10 por meio de um espelho de deflexão 42. Por meio do espelho de deflexão 42, e no mesmo caminho no qual a radiação de medição do dispositivo de medição 34 é emitida, o dispositivo de medição 34 recebe radiação refletida do olho 10. Isto é indicado por uma seta dupla 36.

[035]. No início de LASIK, ainda antes de o flap ser cortado e dobrado para longe, o dispositivo de medição 34 mede a profundidade da câmara anterior do olho, incluindo a espessura da córnea. Agora, referência é feita à figura 2 em conjunto com isto. Ali, a câmara anterior do olho é denotada por 44, 46 denotando a íris e 48 denotando a lente do olho 10. A dimensão total da profundidade da câmara anterior e da espessura da córnea é denotada por d.

[036]. É adicionalmente mostrado na figura 2 um eixo geométrico da pupila 50, que associa um ponto médio P da pupila a um ponto de penetração D, no qual o eixo geométrico da pupila 50 penetra através da

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13/14 superfície frontal da córnea 12.

[037]. Uma rotação do olho resulta em um deslocamento do eixo geométrico da pupila 50 e, também, desta maneira, em um deslocamento do centro da pupila P e do ponto de penetração D. Esta situação é representada na figura 3. Ali, o novo eixo geométrico da pupila é denotado por 50'. Para comparação, o eixo geométrico da pupila 50 do estado de acordo com a figura 2 é mostrado. a e b denotam distâncias nas quais o centro da pupila P e o ponto de penetração D, respectivamente, foram deslocados em relação ao estado de acordo com a figura 2. Pode-se ver que, no caso de um movimento do olho, o ponto de penetração D é deslocado em um grau significativamente maior que o centro da pupila P, a diferença entre as dimensões de deslocamento a, b sendo dependentes da profundidade da câmara anterior 44 e da espessura da córnea 12, isto é, no total, da dimensão da profundidade d.

[038]. O computador C do aparelho cirúrgico a laser alinha o perfil de ablação, não no centro da pupila P, mas no ponto de penetração D como o centro da ablação. Com este propósito, ele certifica, por exemplo, a posição do centro da pupila P e a posição do ponto de penetração D uma vez, antes do começo da operação, e registra (armazena) os assim certificados valores como posições de referência. Durante o tratamento a laser, o computador C certifica continuamente a respectiva posição atual do centro da pupila P com base nos dados de imagem da câmera 30, e calcula um vetor de deslocamento, que indica o grau e a direção do deslocamento do centro da pupila P entre a posição de referência armazenada e o estado atual. A partir do assim certificado vetor de deslocamento para o centro da pupila P, o computador C pode calcular, com base na dimensão da profundidade medida d e em um raio rotacional do olho 10, raio rotacional este que é igualmente obtido metrologicamente ou especificado como um padrão, um vetor de deslocamento para o ponto de penetração D. Este cálculo é possível por meio de matemática

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14/14 simples, por exemplo, com o auxílio do bem conhecido teoremas de interceptação da geometria. A partir do assim obtido vetor de deslocamento para o ponto de penetração D e a posição de referência armazenada deste ponto, então, o computador C pode calcular a posição atual do ponto de penetração D. É bastante óbvio que a quantidade de computação para estes cálculos é relativamente pequena.

Claims

REIVINDICAÇÕES

1. Aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa, compreendendo

- uma fonte de feixe de laser (20),

- dispositivo de guia de feixe (24, 24', 26) para guia com local e tempo controlados do feixe de laser emitido pela fonte de feixe de laser sobre um olho a ser tratado,

- uma câmera (30) para tomar uma imagem da íris e da pupila do olho,

- um computador (C), conectado na câmera, para controlar os meios de guia de feixe de acordo com um perfil de tratamento, o computador sendo configurado para verificar, durante o tratamento do olho, com base nos dados de imagem supridos pela câmera, a posição de um ponto especificado na córnea do olho e para alinhar o perfil de tratamento em relação à assim verificada posição do ponto corneano,

- um dispositivo de medição (34), que supre seus dados de medição ao computador, para medir uma dimensão da profundidade (d) do olho a ser tratado, dimensão da profundidade esta que é representativa da profundidade da câmara anterior e, se desejado, da espessura da córnea caracterizado pelo fato de que o computador (C) é configurado para verificar uma dimensão de deslocamento (a) para o centro da pupila (P) a partir dos dados de imagem da câmera (34) e para verificar a posição do ponto corneano especificado com base na dimensão de deslocamento assim verificada, a dimensão da profundidade (d) medida e o raio de rotação do olho, que foi obtido por meio de medição ou é pré-definido como padrão, em que a dimensão de deslocamento representa a direção e quantidade de um deslocamento do centro da pupila (P) em relação à uma posição de referência do centro da pupila devido a um movimento rotacional do olho.
2. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1, caracterizado

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2/3 pelo fato de que o dispositivo de medição (34) é um dispositivo de medição interferométrico ótico coerente, em particular, um dispositivo de medição OLCR.
3. Aparelho, de acordo com a reivindicação 1 ou 2, caracterizado pelo fato de que o ponto corneano especificado é o ponto (D) no qual o eixo geométrico da pupila (50) penetra através da superfície da córnea, ou é um ponto que fica em uma posição relativa fixa em relação a este ponto de penetração.
4. Método de controle para um aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa, como definido na reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o método compreende as etapas de verificar um dimensão de deslocamento (a) para o centro da pupila (P) a partir dos dados de imagem da câmera (34) e verificar a posição do ponto corneano especificado com base na dimensão de deslocamento assim verificada, uma medida da dimensão da profundidade (d) do olho a ser tratado, dimensão da profundidade a qual é representativa da profundidade da câmara anterior e, se desejado, da espessura da córnea, e o raio de rotação do olho, que foi obtido por meio de medição ou é pré-definido como padrão, em que a dimensão de deslocamento representa a direção e quantidade de um deslocamento de um centro da pupila (P) em relação à uma posição de referência do centro da pupila devido a um movimento rotacional do olho.
5. Método para gerar um controle para um computador de um aparelho para cirurgia oftalmológica a laser, em particular, refrativa, o aparelho sendo configurado para direcionar a radiação laser sobre o olho, ou no seu interior, de acordo com uma sequência espacial e de tempo que é determinada por um perfil de tratamento desejado e que é alinhada em relação a um local especificado de um olho a ser tratado, o método sendo caracterizado pelo fato de compreender as seguintes etapas:

medir uma dimensão de profundidade do olho a ser tratado

Petição 870190009777, de 30/01/2019, pág. 23/37

3/3 pelo menos uma vez antes da cirurgia, dimensão da profundidade esta que é representativa da profundidade da câmara anterior e, se desejado, da espessura da córnea, e verificar, durante a cirurgia, uma dimensão de deslocamento (a) para o centro da pupila (P) a partir dos dados de imagem da câmera (34) e verificar a posição especificada com base na dimensão de profundidade assim verificada, a dimensão da profundidade medida (d) e raio de rotação do olho, que foi obtido por meio de medição ou é pré-definido como padrão, em que a dimensão de deslocamento representa a direção e quantidade de um deslocamento do centro da pupila (P) em relação à uma posição de referência do centro da pupila devido a um movimento rotacional do olho.