CN1309340C - 定制的角膜轮廓生成 - Google Patents

Abstract

通过结合角膜地形图数据和获得的波前像差数据形成眼睛屈光疗程而提供定制的角膜轮廓。在一个实施例中，在瞳孔区域内使用所述获得的波前像差数据，而在瞳孔区域外使用所述角膜地形图数据。在其它实施例中，根据波前数据调整地形图数据，根据地形图数据模拟和显示屈光疗程，和根据所述地形图数据执行用于治疗的患者适应性初始评估。

Description

定制的角膜轮廓生成

技术领域

本发明涉及用于眼睛屈光手术的***，尤其是一种结合眼睛波前像差数据和眼睛角膜地形图数据来创建定制的切削矫正轮廓的***。

背景技术

在过去许多年中，眼科学领域在用于矫正眼睛视力的屈光治疗发展中已经出现极大进步。这些技术由早期的放射状角膜切开术发展而来，其中角膜中的缝隙允许角膜松弛和整形，而现有技术包括准分子激光角膜切削术(“PRK”)、前层角膜切削术(“ALK”)、准分子激光屈光性角膜切削术(“LASIK)和热技术例如激光热角膜成形术(“LTK”)。所有这些技术努力提供相对快而持久的视力矫正。

随着这些技术的发展和精炼，在屈光误差矫正中有可能实现更高的精度。在早期的治疗类型中，矫正精度相对粗糙。例如，对近视提供在所需矫正的正或负一个屈光度内的矫正就被认为是极好的结果。该类型的治疗已经逐渐得到改善，然而，容许更敏锐的缺点得到矫正。使用当前技术并使用准分子激光器，近视和远视现在可以得到矫正达到高精度，更高等级的缺点也可以得到矫正，例如非球面性和不规则散光。

同时，确定需要如何矫正的诊断工具也已经得到发展。使用地形图(topography)***，可以确定和矫正视力缺陷而不管它们的“规则性”。这样的技术已经在美国专利US5891132中描述，其名称为“Distributed ExcimerLaser Surgery System”，1999年4月6日公开。各种新的地形图***、厚度测量***、波前传感器和总屈光误差检测***不仅可以检测近视、远视和散光量，而且可以检测更高等级的眼睛屈光性像差。

人眼里的波前像差检测用于眼内手术和接触镜片与眼内镜片制造的目的，其已经公开，例如Liang等人的文献“Objective measurement of waveaberrations of the human eye with the use of a Hartmann-Shack wave-frontsensor”，Journal of the Optical Society of America，1994年7月第11卷第7期第1-9页。参考图1来概述该技术。从激光二极管或其它合适光源中发出的光束射向瞳孔并射入视网膜。一光束(或波前，如图1所述)由视网膜反射并从瞳孔中射出。典型地，入射和射出的光沿一公共光通道而行；入射光用一光束分流器引进到公共光通道。该射出的光被加到Hartmann-Shack检测器来检测像差。这样的检测器包括一组微透镜，其把光分解成一组点，并将这些点聚焦在电荷耦合检测器(图1未表示)或其它二维光检测器上。定位每个点来确定它相对于在没有波前像差的情况下它所占据之位置的位移Δ，所述点的位移容许重建波前，由此使用公知数学技术来检测像差。在图1中，θ是微透镜阵列前局部平均波前斜率，其与点位移和微透镜焦距相关，θ＝Δ/f，如本领域技术人员所领会的。

Liang等人对该技术的改进在J.Liang和D.R.Williams撰写的“Aberrations and retinal image quality of the normal human eye”，Journal of the Optical Society of America，1997年11月第4卷第11期第2873-2883页和在Williams等人申请的美国专利US5777719中(“Williams”)讲到。Williams讲到检测像差和使用由此检测的像差用于眼睛手术和眼内与接触镜片的制造的技术。

公开号为WO99/27334的国际专利(国际申请号PCT/US97/21688)(“Frey”)讲到进一步的改进，利用偏振光来控制由检测器装置中的透镜产生的反向散射。象Williams一样，Frey建议使用从波前传感器中得出的数据来产生用于受检查眼睛的光矫正。特别是，如此确定的光学矫正被限于传感器测量的角膜孔，例如，当测量眼睛时，眼睛瞳孔膨胀到6毫米圆。在该区域外部，Frey提出使用部分切削锥形混合区来最小化角膜曲率中的严重变化并由此减少还原。

这些诊断***和技术具有允许基本和较高等级缺陷得到校正的可能性，特别是当与更精确的屈光矫正技术一起使用时，由于所述可能性，达到好于20/20视力矫正在某一天将是标准。然而需要把使用先进诊断技术的改进技术应用到屈光手术中。

本发明的概述

在根据本发明之实施例的***和技术中，一用于眼睛评估的波前像差诊断工具耦合到一眼睛地形图工具。瞳孔范围内的屈光数据由该波前工具收集，延伸到瞳孔范围之外的数据由该地形图工具收集。然后在使用这些信息创建屈光治疗之前或之后，结合这些信息。优选的是创建这个治疗用于准分子激光手术***。

本发明的其它实施例还提供一些技术，以结合波前和地形图数据以及在治疗眼睛屈光误差过程中使用这两种数据。在一个实施例中，地形图数据允许基于各种条件对患者进行预评估或预筛选，例如角膜厚度、角膜不对称和类似参数。如果患者是合适的候选人，波前工具用来获取眼睛波前像差。然后，所获取的波前像差数据被用来计算切削轮廓。然后根据获取的眼睛地形图数据来模拟该切削轮廓，也评估所获得的模拟切削，以确定其结果(又比如角膜厚度和不规则性)是否是在可接收的指标中。这样，表示眼睛之实际屈光特性的地形图数据和表示眼睛之总光学屈光特性的波前数据用于评估和产生所述切削轮廓。

在另一个实施例中，眼睛之各种特征的构形(例如角膜前后和晶状体前面)由基于垂直剖面图的地形图***来获取。然后根据地形图数据并利用射线跟踪***得到计算的波前切削。然后波前工具获取瞳孔区域里眼睛光学元件的总波前像差。然后通过比较基于眼睛地形图的该计算的波前和从波前工具中获得的瞳孔区域里的波前，根据获得的瞳孔区域里的波前数据，在构形上得到的计算波前被“调谐”。这允许产生总波前，和相应的治疗，用于瞳孔区域之内和之外区域，而由获得的该瞳孔区域内之波前数据来“调谐”。因为获得的波前数据获取眼睛之光学元件的总屈光误差，而用来计算波前的地形图数据可以缺少某些表面的构形，由此获得的波前数据向校准该计算的波前提供良好的基础，。

在另一个实施例中，对于极度不规则的眼睛来说，首先使用地形图数据产生疗程来试图去除屈光轮廓中总的不对称性和不规则性。一旦已经应用了该治疗，然后或者用地形图工具或者用波前工具或者用两者来执行屈光评估，以便为眼睛的进一步屈光矫正提供基础。

类似地，在非常不规则的眼睛中，获取或确定由波前工具获取的质心(centroid)之源可能是困难的。这些质心如此不规则地移位以至于很难确定哪个质心与眼睛之哪一部分相关。在这样的眼睛里，地形图数据和射线跟踪算法允许评估质心位置。然后波前传感器获取质心，和根据从地形图数据中得出的计算的质心，使得实际质心位置与眼睛的特殊区域相关。这样，即使对于高度不规则眼睛，也可以更好地获取波前数据。

因此，所有这些各种实施例允许使用波前和地形图数据来产生屈光治疗。进一步说，可以结合或排除这些实施例的各个方面，但通常，这些实施例是选择性结合，允许根据地形图数据和波前数据来产生屈光治疗方法。

根据本发明之进一步的特征，地形图***优选的是基于垂直剖面图的、裂隙灯地形图工具，其确定眼睛里屈光表面的垂直剖面图，包括角膜前后表面。根据该数据，该地形图***优选地采用射线跟踪来得到瞳孔区域内外的眼睛之总屈光特性。

附图的简要说明

图1描述与波前测量相关的原理；

图2是描述由波前数据和表面地形图数据产生的结合的切削轮廓图；

图3是眼睛剖面图，以及用于确定眼睛之特定屈光特性的相关诊断工具；

图4A和4B的流程图说明根据本发明实施例的患者评估流程和结合地形图/波前治疗***的程序/数据流程；

图5是用于根据本发明之***中的一种优选的波前传感器的框图；

图6是描述获得虹膜图像数据和在接下来的激光治疗中使用所述数据的流程图；

图7A、7B和7C的方块流程图描述获得与屈光特性数据结合的虹膜数据、产生基于该数据的治疗方法和使用与虹膜图像结合的治疗方法数据来进行激光手术；

图8是描述可被用作特性虹膜的眼睛之各种特征的图；

图9的流程图描述了利用保存的虹膜数据和图像化虹膜数据把所期望的疗法转换为实际疗法；

图10是描述使用保存的虹膜数据矫正治疗的一种可替换技术之流程图；

图11A和11B是描述图9的技术的显示图像；

图12是用于确定眼睛像差的光学射线跟踪的说明图；

图13是近视和远视眼的光程确定的示意图；和

图14是用于确定光程差的射线跟踪参数之计算的说明图。

实现本发明的方式

角膜表面地形图***产生表面地形图数据而不考虑瞳孔扩张量，但是当测量时波前传感器采集数据的区域受到瞳孔扩张之限制。波前传感器测量处在光程上的光学元件的屈光结果。根据本发明的某些方面，角膜表面地形图***测量大于扩张瞳孔的表面区域，而波前传感器测量瞳孔区域里的中心部分。该技术如图2所示，其中基于波前数据和表面地形图数据的切削轮廓被结合。图2示出了基于表面地形图的切削轮廓162，它是根据表面地形图数据产生的。这个数据甚至在瞳孔外(如瞳孔直径160)也是有效的。为了比较，由波前数据产生的基于波前的切削轮廓164通常只是在瞳孔直径160区域里是有效的。因此，这二者被描述为一种结合的切削轮廓166，通过使用瞳孔直径160区域里的基于波前的切削轮廓164和使用瞳孔直径160外的基于表面地形图的切削轮廓162。在这个例子中，每个切削轮廓在其被结合前首先根据相应的数据进行计算。在计算切削轮廓本身之前，其它技术可选择地结合获得的数据。当与波前传感器一起使用时，基于垂直剖面图的地形图***是特别有利的，例如犹他州盐湖城的Bausch&Lomb/Orbtek有限公司提供的ORBSCANII地形图***。然而，其它地形图***例如基于曲率的***，在本发明的实践中是可用的，虽然优选的是通过仅大于眼睛正面区域的测量。其它类型的有用的***包括例如美国专利US5159361和US4995716中所描述的双照相机***。

ORBSCANII地形图***是基于裂隙扫描垂直剖面图的地形图***，其同时测量角膜表面以及晶状体和虹膜的正面。每个测量表面可以显示为垂直剖面、斜角、曲率或放大倍数的图。测厚计(pachymetry)的全角膜图也来自于测量的角膜表面。射线跟踪光学计算可以用来确定眼前节(ocular anteriorsegment)里各种光学元件的可视效果。ORBSCANII地形图测量是基于弥漫性反射而不是单向反射，精确地检测表面高度而不是表面曲度。使用从普拉西多(placido)或其它反射目标的单向反射图像来测量表面斜率，可以与弥漫性反射测量结合使用，这对于本领域技术人员来说是显而易见的。为说明基于垂直剖面图的ORBSCANII地形图***，参见Richard K.Snook申请的美国专利US5512965和US5512966。来自ORBSCANII***的数据可以被正确地和无缝地转换为来自波前传感器的总屈光数据。

对于从波前传感器中得出的数据来说用于“校准”地形图***中的数据是可能的。因为波前传感器描述眼睛里的总屈光误差，它可以允许地形图***中的软件使任何单独点上的表面地形图与总屈光误差(由波前传感器来确定)相关联，屈光误差与这些点相关。因此得到校准，然后地形图***数据可以用来创建总屈光误差轮廓。

作为另一个例子，可以结合从各种诊断工具中得出的数据来提供眼睛里的光学元件的总模型。例如，角膜表面地形图***可以提供表面数据，超声波***可以提供角膜厚度数据，波前传感器可以提供总屈光误差数据。通过“减去”表面数据和厚度数据的影响，这样，可以使用各组数据来模拟在角膜之后的光学元件。而且，超声波成像和光学相干断层成像(OCT)允许人不仅测量表面地形图(前表面)而且测量上皮基质分界面。由于所述基质层是实际治疗层，所述基质分界面是用于预知其下基质组织的重要表面。

转向图3，表示眼睛E横断面图，其包括角膜450、晶状体456和视网膜458。所述角膜450包括许多层，例如上皮层452和基质层454。这些各种组件，尤其是角膜450和晶状体456结合形成总屈光(光学)力和眼睛E的屈光特性。许多因素影响屈光误差(例如波前像差)，包括但不局限于角膜450或晶状体456中的不匀度和从角膜450与晶状体456到视网膜458的距离(例如在散焦像差的意义上)。

在图3中还示出各种类型诊断工具的标号，这些工具尤其适用于分析眼睛E之特定部分的屈光和其它特性。这些工具可以提供关于眼睛E的不同部分或组件的不同类型数据。例如，超声波技术460一般可以确定上皮层452和基质层454的厚度，其提供角膜450的总厚度。可以使用各种超声波技术，包括厚度测量器，以及美国专利US5293871中所描述的技术，其名称为“System for Ultrasonically Determining Corneal Layer Thickness and Shape”，1994年3月15日公开。

角膜表面地形图***462一般提供和分析角膜表面地形图。地形图***，例如由Orbtek制造的ORBSHOT^TM和由EyeSys制造的System 2000，一般表现出非常高的图像分辨率，但限于角膜450的上皮层452的表面。

结合的屈光诊断工具464，例如由Orbtek制造的ORBSCANII地形图***，典型地确定和分析眼睛里的各种厚度和表面。这可以包括角膜450的厚度、角膜450的表面地形图、晶状体456的表面、晶状体456到角膜450的距离和眼睛的这些前光学元件到视网膜458的距离。

最后，在图3中，图示为466的波前传感器，例如前述波前传感器102或Williams中的波前传感器，提供眼睛总屈光像差的数据，表示为像差波前轮廓(数据)468。波前传感器技术实质上是经验技术—涉及对眼睛外部光之波前表现特征，该光是从视网膜458被折射，而不涉及眼睛E的任何特定光学组件的物理特性。

再看图4A和4B，分别图解了根据本发明实施例的患者流程500和处理/数据流程550，其中在治疗中地形图数据和波前数据结合用于对眼睛的屈光矫正的疗法中。优选的是，地形图***是由Orbtek制造的ORBSCANII地形图***，如上所述其提供各种表面的基于垂直剖面图的地形图。进一步说，所述地形图***可以用射线跟踪模块来计算基于眼睛物理组件的波前，如同该地形图***所确定的。然而，ORBSCANII地形图***不能确定眼睛所有组件的物理结构，所以，例如是根据患者的显性屈光确定“总屈光”，作为“基准”，地形图Rayscan模块从其中确定患者眼睛的总波前像差。

与这个地形图工具结合，波前工具(例如前述波前传感器102或Williams中的波前传感器或其它)提供关于屈光波前像差的数据。这个数据具有确定眼睛总屈光特征的优点，然而基于地形图的***可能缺乏一些组件的物理参数，而这些参数有助于计算患者眼睛的波前像差，例如晶状体的后表面之形状和角膜材料精确的光折射特性。

转向图4A，在典型的评估和治疗中，首先在步骤502中对患者眼睛进行地形图检查和并用于筛选(screening)。因为地形图***可以确定一些参数例如角膜厚度、突度(bulging)和其它可能导致完全的排斥反应的物理参数，在步骤504中，拒绝生理上不合适的眼睛，所以拒绝基准生理不合适眼睛，如在步骤506中所示的被拒绝候选人。

然而，如果地形图评估确定患者眼睛的物理特征适用于产生屈光疗程，然后地形图数据用于确定是否眼睛不适合使用波前工具—也就是是否该眼睛是“困难的”或“不好的”眼睛。在这种情况下，地形图数据而不是获取的波前数据可以用于产生理想的疗程。患者进行步骤510，在此根据眼睛的地形图数据确定合适的切削轮廓。注意如下面结合图4B所讨论，如果基于地形图数据的初期治疗导致大为改善的“好”眼睛，接下来的疗程可以根据结合的地形图和波前数据来进行。但通常，从“坏”眼睛开始，使用基于垂直剖面图的地形图来产生疗程和然后在步骤512中执行切削。如果(步骤514)结果确定为好的，良好的患者结果出现在步骤516。如果在步骤514中，结果确定不是最佳的，在步骤518中执行另一个地形图检查来确定附加治疗是否是有益的(步骤520)。如果不是，在步骤522中，患者结果虽然不是最佳的但是最终的。但如果是，在步骤510中计划另一个基于垂直剖面图的切削。注意在这最后的过程中，如果步骤518中的地形图评估表示眼睛不再是“坏”眼睛，返回到步骤508是可能的，在此产生基于波前的疗程。

虽然前述实施例讨论仅基于地形图对于“坏”眼睛进行切削，其它方法可以使用波前结果甚至对于“坏”眼睛。其要点是可以指示不同疗程用于不规则眼睛，其与多种标准眼睛相反。例如，对于这种“坏”眼睛来说想要执行多阶段矫正，如同在受让人之尚未授权的专利“Method and Apparatus forMulti-step Correction of Ophthalmic Refractive Errors.”中讨论的那样。

注意，在这些评估之间可以过一段时间。当在LASIK过程中产生角膜皮(flap)时，切开的基质组织通常不愈合，所以角膜皮可以容易地重新除去。所以几天后患者眼睛上正常水肿退缩后，然后可以评估患者，首先确定他们眼睛仍然是好的或坏的，其次确定附加治疗是否是有益的。

假定在步骤508中患者不具有“坏眼睛”，或者在步骤504初始评估后或者或许在步骤518的评估后。在那种情况下，产生结合的波前地形图疗程。进入步骤524，在患者眼睛上执行波前和检查。优选的是使用显性屈光(也就是不扩张眼睛)来进行，虽然可以使用睫状肌麻痹屈光(也就是扩张患者眼睛和调节反射相应的麻痹)来进行。在这种情况下，对于扩张诱发的像差来说优选的是在扩张后等大约15分钟来平息。在步骤526中，获得的波前屈光与患者实际的主观屈光作比较。在步骤506中，如果存在明显的差别，如果医生想要，治疗可以停止，导致一个被拒绝的候选者。如结合图4B所述，某些差别可以用来校准和匹配两组数据。例如，第二级的像差(球形或圆柱形)可以定标到理想值来匹配屈光数据或用于其它目的。

如果获得的波前数据与患者主观屈光合理匹配，程序反而转向步骤528，在此计划切削。如下面结合图4B所述，这可以用各种方式产生，例如从获得的单独波前数据或从获得的波前和地形图数据结合中产生。然后程序转向步骤530，在此执行切削。然后在步骤532中，积极结果产生步骤516中的合意患者结果。如果不是，在步骤510中可以进一步评估患者用于基于垂直剖面图的切削轮廓，如上所述。

然而，在整个疗程中，可以领会的是，通过地形图数据得到的眼睛生理特征提供患者的初步评估用于治疗。然后，或者单独地形图数据或者地形图数据与获得的波前数据一起用于产生眼睛的整个疗程。

可以进一步领会，用于产生眼睛生理特征(例如厚度测量器等等)的各种不同类型地形图***或其它***可以代替所述地形图***。进一步说，获得的波前工具可以包括各种获得的波前类型***，包括Williams描述的Hartmann-Shack***、扫描***、各种其它类型获得的波前***。

转向图4B，表示与图4A的患者流程图500相关联的典型的过程/数据流程图550。在产生屈光疗程中，图4B的过程/数据流程图550更详细地针对典型的数据流用于地形图数据和获得的波前数据。如上结合图4A所述，所述数据流在步骤552中从地形图检查开始，为了适应性，在步骤554中复审由所述检查产生的地形图数据(更好地是用于多表面的垂直剖面图数据)。可以人工或自动检查所述数据，和与其它数据结合以确定患者眼睛对屈光治疗的适应性。太薄的角膜、太不规则的眼睛、或其它标准可能导致拒绝患者，如步骤556所示。如果眼睛适合治疗，然而，在步骤558中，转送地形图数据用于评估这是一只简单的还是困难的眼睛。这个确定也可以根据各种标准和可以是自动的、人工的或某种与例如医生评估显示的地形图数据之结合。在步骤558中，如果眼睛是“困难的”或“坏”眼睛，数据流转到步骤560，在此，采用地形图数据例如与基于定性检查的标准视敏度数据结合，来产生基于评估数据的标准屈光疗程。典型地，这种基于垂直剖面图(elevation)的切削轮廓只依靠患者屈光和眼睛表面剖面图来确定理想的手术后的球状角膜放大倍数(power)和切削轮廓来产生该放大倍数。然而，这种基于剖面图的***能够考虑到晶状体性散光，例如，如果通过该基于剖面图的***得到晶状体轮廓。这种基于地形图的方法是合适的，这里由于患者眼睛的问题，波前传感器不能提供可靠数据。这种问题可能包括不规则性和各种其它状况，其影响实际获得总屈光获取波前的能力。

作为产生屈光疗程的一部分，适当的激光发射模式或其它屈光治疗技术得到发展，模仿所述治疗，所产生的角膜轮廓变化被显示给医生。因为最初的眼睛表面轮廓从地形图数据中得出，和因为屈光治疗的效果是已知的，所得眼睛的轮廓、厚度和其它生理地形图特征在某种程度上是可以预计的并可以显示给医生。如果医生根据该显示内容决定不继续进行疗程，可以终止整个程序。

如果医生决定继续进行治疗，在步骤562中，医生执行切削。步骤560中产生的疗程可以在步骤562中以各种方式传递给激光***，或作为激光***的一部分，可以执行所述计算。Hohla的美国专利US5891132描述了一种分布式***，其中所述疗程可以从位置传递给位置达到更好地利用资源；可以实现一种类似***用于在该公开的***中按规定路线发送各种屈光和切削轮廓数据。无论如何，在步骤562中执行切削，或者PRK、LASIK或者另一种屈光疗程。转到步骤564，评估所述结果。这个评估可以根据地形图评估、获得的波前评估或其它屈光评估。如果结果视敏度在理想的限定范围内，患者的疗程结束如步骤566中所述。跟踪评估可以监视消退或其它变化，更好或更坏。

如果在步骤564中确定所述结果不是最佳的，在步骤568中可以评估患者用于进一步加强。在步骤564中又可以根据收集的相同数据来确定这一点，或者也许根据附加数据。例如，在步骤564中，使用眼睛图可以确定患者的显性屈光和可以收集地形图数据。在步骤568中，分析该数据，如果有必要，可以收集附加的获得的波前数据。然后评估所述数据来确定对眼睛的附加加强是否是可能的。在此，如果加强是不可能的，患者的视觉已经尽可能得到矫正，所以在步骤570中结束疗程。然而如果加强是可能的，在步骤560中再次计划基于垂直剖面图的切削。另一方式是(未示出)，如果步骤564和568中评估的结果表示眼睛不再是“困难的”眼睛，然后在步骤572中反而产生结合的波前/地形图疗程。

可以发送在每个步骤中收集的数据用于评估。也就是，例如在步骤564的结果评估中，在步骤568中收集的任何数据能够用来确定可能的加强。可取的是，在收集最后数据用于下一个疗程之前，等待一段时间直到眼睛已经进一步稳定，但是通常任何获得的数据可以保持用于未来步骤。可取的是，保持获得的数据用于临床研究和经验结果的评估。收集进数据库，该数据形成关于某些对眼睛疗程的实际效果的临床信息之优良资料库，允许调节列线图来提供更好的屈光矫正用于未来患者。

在步骤558中当眼睛不是困难的眼睛时开始步骤572，如果前述治疗导致“容易的”眼睛，或许从步骤568中开始。在这个实施例中，首先在ORBSCANII地形图数据上执行射线跟踪来建立计算的波前。这个计算的波前是根据眼睛的光学组件的生理地形图而不是根据通过波前工具实际获得的波前。当获得实际波前数据时，这个计算的波前还允许计算预计波前的质心。这就允许获得的波前数据更好地得到评估和更多不同的波前能够由波前工具本身使用。在步骤574中，所述质心事实上被计算，在步骤576中，这个数据更好地是输进波前工具来协助波前工具确定实际的点源。在很多情况下，获得的波前质心是充分规则的，所以不需要计算的波前数据，但是在步骤574和576中两个***的相互作用允许在利用波前工具来确定屈光矫正中有更大的灵活性。

步骤576中的波前检查获得患者眼睛瞳孔区域里的波前数据，其用于步骤578。许多医生喜欢把屈光矫正建立在显性屈光基础上而反对睫状肌麻痹屈光，因此当获取波前数据时瞳孔区域可以相对小，但是这个小区域的数据能够提供瞳孔区域里的高精确完全屈光误差。然后在步骤580中把这个数据返回给地形图数据，这里基于地形图的计算的波前是根据实际获取的波前被“校准”或“调谐”。因为基于ORBSCANII的波前是分析计算的波前，其中地形图***不能识别所有的眼睛生理参数，获取的波前数据可以在瞳孔区域里使用来调谐和调整瞳孔区域里的地形图数据。根据瞳孔区域里需要的调整，然后把基于地形图计算的波前数据相应地调整出瞳孔区域。这容许根据“获得的波前”调整基于ORBSCANII的计算的波前。作为选择，例如使用暗室，可以从较大瞳孔区域中确定波前而不必诱发睫状肌麻痹。在这种情况下，可以使用所述数据而不用地形图数据，或它可以与地形图数据结合使用。

进一步说，实际获得的波前数据可以与计算的波前数据进行比较来确保在波前中不存在总偏差值。这样的偏差值可以指示，例如眼睛光学元件中不能由地形图或波前数据识别的大不规则性，和可以提出反对继续该程序。例如，地形图数据假定相当规则晶状体。具有高度不规则晶状体的眼睛的矫正可能产生问题，例如，如果该晶状体随后被替换，做为白内障手术的一部分。假定由波前***获得的瞳孔区域里的波前和由地形图***计算的瞳孔区域里的波前相当接近，(和接近主观确定屈光)，尽管或许处于不同等级，接着疗程继续进行。这样所有这些数据源一起相互交叉检验。

进入步骤582，由波前工具测量的波前与基于ORBSCANII的计算的波前结合。其可以用各种方式来完成。要么根据如上所述实际测量的波前数据可以调整或者定标ORBSCANII波前，要么测量的波前在瞳孔区域中使用和计算的波前在瞳孔区域外使用。然而可以结合这个数据，然后在步骤584中给切削软件提供总波前，其计算适当疗程来校正波前误差。这可以完全自动化，或者也许部分自动和部分手动。

根据这个计算，在步骤586中提供疗程来执行切削。这个疗程与完全基于垂直剖面图的疗程相比(例如步骤560中计算的)，确保所述结果不是完全不同的，其可以指示执行眼睛治疗产生的问题。这一步的作用是交叉检查。进一步说，更好的是在由地形图***确定的地形图上执行疗程的模拟，以确定和显示多得到的地形图，和检验治疗眼睛的结果参数在可接受标准内。

进入步骤590，然后执行切削。执行切削后，在步骤564中执行类似于手术后的跟踪评估，和根据地形图或获得的波前可以执行接下来的疗程。

地形图***使用的计算***、波前工具和切削轮廓产生工具可以是独立的，可以是网络化的，可以是结合的或其中某一结合。例如，在典型的实施中，ORBSCANII基于垂直剖面图的地形图工具和波前工具将使用共享的计算单元，其从两者中收集数据和在单个屏幕上显示该数据。作为选择，然而，每个工具可以拥有自己的计算***和显示器，数据来回传输。进一步说，疗程可以产生在相同***上，在独立的个人电脑上或在激光***本身里。用于计算的分布和这些各种***的显示的其它选择是可能的。

在本发明实践中可以使用各种波前技术和相关设备传感器，下面的说明旨在阐述而不是限定。如上所述，Hartmann-Shack类型的传感器使用微透镜阵列，在检测器上产生许多点的图像。这些点的移位与波前的局部斜率有关。这些如何适应Zernike多项式的第一导数，其提供波前像差数据。所述微透镜阵列提供“平行的”视网膜点图像点的测量。另一种技术是扫描技术，其中校准束或者激光聚焦在视网膜上和在眼睛上扫描。反射视网膜图像点然后重新成像在检测器上。对于完好眼睛来说，所有反射图像点将落在检测器中心而不管角膜上的扫描位置。测量检测器上图像点的“移位”作为角膜上扫描位置的函数，和确定波前斜率类似于Hartmann-Shack微透镜技术。提供另一种技术用于输入光束，其越过眼睛并聚焦在视网膜上。反射点反映在检测器上和相对于正常眼确定“移位”。然而所有这些技术的相似之处在于，它们提供实际的眼睛从视网膜到表面总屈光误差的波前测量。其它波前技术是公知的或可以开发。

从地形图数据计算波前像差和相应的治疗

如上所述，ORBSCANII地形图数据可以用于计算波前和产生疗程。一种实现这个功能的技术是射线跟踪，如图12至图14所示。矫正的角膜切削模型可以根据眼睛屈光表面的几何结构和分隔它们的媒介指数来确定。这可以很方便地实现，即通过找到经由反向射线跟踪用于小孔成像所要求的光学波前。例如，假设矫正***在某一公知的图像平面(例如视网膜)上形成某一衍射有限图像。参照图12，点源理论上放在想要的图像位置，位置F。从这个源中发出的射线由射线跟踪出该***(也就是，在负Z方向或在该图中从右到左)，首先穿过模型化晶状体和接着穿过测量的角膜。如果光学***是有限衍射，在F上有一焦点，接着退出的波前M将是平面的，和退出的射线将互相平行(由于它们都垂直于平面波前)。

光程差(OPD)：当退出波前不是平面时，计算矫正切削使得退出波前成为平面。为此，从源点F到前角膜外部的参考面M，首先计算每个射线的光程长度φ(x，y)和定向垂直于预定视线。光程长度与光从F传播到M花费的时间成正比例，等于

这里s是沿着射线测量的弧长和n(s)是介质折射率。射线坐标(x，y)由射线与外部参考面交叉点来定义。图13图解了穿过光程长度函数部分用于近视和远视眼。光程长度总是正的。切削矫正的目的是通过物理变平角膜的前表面(用Δz)使中心区域里的波前(用Δφ)变平。如果在该过程中除去角膜材料，然后从理想平面到实际波前的光程差(OPD)，Δφ必须总是正的。给出的φ_p定义一平波前，

Δφ≡φ(x，y)-φ_p(x，y)            (2)

不变的射线模式：现在必须如何切削角膜来减少它的OPD到0？假定所述切削不改变射程，可以粗略评估OPD减少量。然后沿着射线切削角膜一距离s₁有效地用空气折射率(n_A＝1.000)替换角膜屈光率(n_C＝1.376)。为了有效，沿着射线切削长度必须转换成z向上切削深度，其由下面定义的因子η₁来实现(η₁形式在下一节给出)。给出这个，用于不变射线模式的切削深度是：

$\mathrm{\Δz}=\frac{\mathrm{\Δ\φ}}{(n_C-n_A){\mathrm{\η}}_1}$ 其中 ${\mathrm{\η}}_1\≡\frac{s_1}{\mathrm{\Δz}}=\frac{\hat{z}\·\hat{n}}{{\hat{b}}_1\·\hat{n}}$

由于z指向进入眼睛的正向，去除角膜材料总需要正的切削深度Δz。

平面邻近模式：接下来切削的OPD之下一个最好的近似值假定在围绕折射射线非常小附近里角膜表面是平面的，并且所述切削不改变角膜表面定向。在这种情况下，手术前射线R₁和手术后射线R₂的空气路径是平行的，但是得到移位如图14所示。

射线R₁和R₂之间的OPD只依赖两种介质的折射率和距离s₁、s₂和s₃。最后的消散是线性的，因为这三个距离都与Δz成线性比：

Δφ＝φ(R₁)-φ(R₂)＝n_Cs₁+n_A(s₃-s₂)

由于OPD直接与表面移位Δz成比例，定义一组η因子如下：

$\frac{\mathrm{\Δ\φ}}{\mathrm{\Δz}}=n_C{\mathrm{\η}}_1+n_A({\mathrm{\η}}_3-{\mathrm{\η}}_2),$ 其中 ${\mathrm{\η}}_j\≡\frac{s_j}{\mathrm{\Δz}},$ j＝1，2，3

为了计算η因子，定义射线矢量S₁和S₂，和耦合它们的表面切线矢量T。在下文中，

和

分别是在后角膜点P和前角膜点A折射的射线呈直线部分的单位长度方向向量。

$S_1=s_1{\hat{b}}_1,$ $S_2=s_2{\hat{b}}_2,$ S₂＝S₁+T，t＝|T|

折射表面的垂直移位δ与S₁、S₂和Δz成比例。在下文中，注意

是折射表面的单位表面法线(正z向)，和 $\hat{z}=\left(\mathrm{0,0,1}\right)$ 是定义坐标轴框架的z向的单位向量。

$\mathrm{\δ}=\mathrm{\Δz}(\hat{z}\·\hat{n})=-S_1\·\hat{n}=-S_2\·\hat{n}$

可以求解这些关系用于η因子η1和η2：

${\mathrm{\η}}_1\≡\frac{s_1}{\mathrm{\Δz}}=-\frac{\hat{z}\·\hat{n}}{{\hat{b}}_1\·\hat{n}}$ ${\mathrm{\η}}_2\≡\frac{s_2}{\mathrm{\Δz}}=-\frac{\hat{z}\·\hat{n}}{{\hat{b}}_2\·\hat{n}}$

为了计算最后的η因子，定义S₃射线矢量，和注意S₃-T位于参考面M，因此垂直于参考面的表面法线矢量 (在典型的情形下，定向参考面垂直于z轴和因此 $\hat{m}=\hat{z}.$ 然而，我们求解用于正常情况)

$S_3=s_3{\hat{b}}_2,$ $(S_3-T)\·\hat{m}=0$

求解s₃我们发现

$\mathrm{\β}\≡\frac{{\hat{b}}_1\·\hat{m}}{{\hat{b}}_2\·\hat{m}}=\frac{s_2-s_3}{s_1}=\frac{{\mathrm{\η}}_2-{\mathrm{\η}}_3}{{\mathrm{\η}}_1}$

最后替换进OPD公式并给出

$\mathrm{\Δz}=\frac{\mathrm{\Δ\φ}}{(n_C-\mathrm{\β}{n}_A){\mathrm{\η}}_1}---\left(3\right)$

这个求解不同于前述求解，其包括β因子β，其接近于前述求解。这个矫正是非常划算的，因为β因子是射线向量方向的简单函数，在最初射线跟踪期间计算这些方向。下一个较高近似值是非常昂贵的，它说明角膜表面局部曲率。而且，由于该切削使折射射线移位有限量，在原理上通过解析方法计算精确的结果变得困难。

迭代解：因此需要在某一点上迭代解。在射线跟踪求解的迭代重复计算中使用平面模式结果是有道理的。下面程序把物理OPD和迭代OPD区分开，相对于平面波前φ_P测量物理OPD，相对于迭代目标波前φ_G测量迭代OPD。迭代OPD只在迭代处理中临时使用。只有物理OPD具有实在的物理意义。

起始步骤

1、给出初始前表面z_I(x，y)和所有其它的表面(测量的和模仿的)，反向射线跟踪从F到M和使用方程式1计算眼睛初始光程长度函数φ_I(x，y)。

2、构造用于迭代目标的光程长度表面φ_G(x，y)。这个表面是中央平面(也就是φ_G与φ_P中央同等)，但可以周围弯曲成φ_I(x，y)来提供一平滑的过渡区。作为选择，随后可以在迭代目标切削表面z_G(x，y)上计算过渡区。

3、计算相对于迭代目标的起始迭代OPD，其必须是正的用于可实现的切削：Δφ_I(x，y)＝φ_I(x，y)-φ_G(x，y)。

迭代步骤：

1、使用方程式3计算近似的切削深度Δz。

2、把新的前表面在数学上调整到z(x，y)+Δz(x，y)。

3、当对于所有(x，y)来说Δz小时终止迭代。

4、重新计算从P到M反向射线跟踪的最后部分，和使用方程式1计算新的光程长度φ(x，y)。

5、计算相对于迭代目标的矫正OPD(注意矫正OPD可以是正的或负的)：Δφ(x，y)＝φ(x，y)-φ_G(x，y)。

最后步骤：

1、当需要时，在迭代目标切削表面z_G(x，y)上做一平滑过渡区(以最小曲率之变化)。该结果是最后的切削表面z_F(x，y)。

2、计算最后的切削深度，其不可能是负的：

Δz_F(x，y)＝z_F(x，y)-z_I(x，y)

3、重新计算从P到M反向射线跟踪的最后部分，和使用方程式1计算最后光程长度φ_F(x，y)。

4、计算关于理想平波前的最后非矫正OPD：

Δφ_F(x，y)＝φ_F(x，y)-φ_P(x，y)。

这个方法是作为例证，也可以使用其它技术。

波前传感器

参照图5，图解了优选的波前传感器300的框图。波前传感器300与Williams的波前传感器在原理方面类似，包括必要的特征，其使接收虹膜数据和变尖传感器上光点的焦点非常有用，该传感器用于确定眼睛波前像差。通常，波前传感器300聚焦或扫描眼睛视网膜上的光(典型的是激光)然后分析经过眼睛晶状体和角膜光元件返回的光(也就是从视网膜反向散射的)，并由一微透镜阵列成像。根据眼睛光学器件里的光学像差，该***根据返回的光产生总波前像差分析。通常，为进行该分析，返回的光变为空间影象，其在微透镜照相机传感器上由微透镜照相机形成。从这些图像中，波前传感器产生波前像差图，其对于眼睛光学元件来说需要校正，其将产生正常或几乎正常的视力。

为了适当地定向患者眼睛E，如图5所示，两个660纳米激光二极管302与眼睛E呈一定角度排列。当患者眼睛E上的斑点从激光二极管302中合并为单一斑点时，通过波前传感器300(或102)、激光二极管302(或输出这些光束的光学元件)的输出光束、患者或其它的适当调整，眼睛E定位在或大约在距波前传感器300(或102)精确的焦距上。作为选择，患者的眼睛E可以由主治医师、技师或其它保健人员适当地定向，通过目测观察眼睛E的虹膜图像来找到距波前传感器300的校正焦距，减少眼睛E的总曝光量。在这种情况下，不需要激光二极管302。一光源，眼睛照明304，提供光用于下述的瞳孔照相机328。

一旦适当排列眼睛E，其从光源306(例如激光二极管，例如780纳米输出激光二极管)沿着光路径到眼睛E接收光。更好地，激光二极管306具有多于一个输出功率设定(也就是两个或更多功率模式)，至少一个较低功率用于校准和初始聚焦和至少一个较高功率用于在下述传感器(例如微透镜照相机)312中产生多点图像。例如，典型的较低和较高功率分别是0.5μW和30μW。这些功率依赖于多种因素，例如激光二极管306保持打开在较高功率多长时间。

激光二极管306中一部分光束首先从光束分流器308(例如80％透射，20％反射)中反射。所述反射光经过偏振光束分流器310，其最后提高从眼睛视网膜中反向散射光的信噪比(信号强度)，其最后由微透镜照相机312来检测，如下所述。光束分流器310偏振从激光二极管306接收的光，通常传递光沿着一个方向线性偏振而反射光在该方向上没有偏振。偏振光穿过蛇管棱镜314，其用于调节从激光二极管306进入到眼睛E视网膜的光焦点，从撞击在视网膜上光中反向散射在微透镜阵列上的光，在该点上将也正确地和几乎正确地聚焦。作为选择，正如本领域技术人员所理解的，其它光学聚焦排列是可能的。来自蛇管棱镜(tromboneprism)314的光从反光镜316中反射，穿过光束分流器318(例如20％反射，80％透射)，然后经过λ/4波盘320。定向λ/4波盘320从线性偏振光中产生大致圆偏振光。在下面讨论的从眼睛E返回到偏振光束分流器310的反向散射光(“返回光”)中可以领会这个重要性。

穿过λ/4波盘320后，然后光聚焦在眼睛E视网膜上。光从视网膜反向散射或反射，然后，视网膜上反向散射光点向后经过眼睛E的光学元件，例如晶状体和角膜。在返回路径上，由波盘320再次延迟圆偏振图象光来产生线性偏振光，其垂直于输入的形成于经过波盘320第一通道上的线性偏振光，如上所述，一部分垂直偏振光然后经过光束分流器318，从反射镜316中反射，向后经过棱镜314，返回到偏振光束分流器310。根据此观点，垂直偏振了所有或大部分光，并因此由偏振光束分流器310主要反射，然后由反射镜322反射进入到微透镜图像照相机312。为了使某些反射光进入到调整照相机323，在下文中进一步讨论，波盘320可以从其最佳方向倾斜和/或旋转(例如旋转约5度)。在本实施方案中，由调整照相机323接收的光具有基本上垂直于返回光的偏振。除了从其最佳方向倾斜和/或旋转波盘320之外，其它用于提供返回光给调整照相机323的方案，包括波前传感器300(或102)的光程和光学元件的变化，可以预想和包括在本发明的范围内。例如，反射镜322反而可以是一具有可控透射比和反射比的装置，例如液晶装置，调整照相机和任何聚焦光学元件可被定位来接收一部分返回光，其由可控装置传递。在这种实施方案中，光束分流器308将是不必要的，并且由可控装置接收的光具有与返回光的偏振基本一样或平行的偏振。

微透镜照相机312更好的是电荷耦合器件(CCD)照相机，例如Pulnix制造的TM-9701，其包括一组微透镜阵列324，尽管可以使用其它类型照相机和其它类似于微透镜阵列324的采样光学元件(包括与照相机分离的光学元件)。例如，Sony公司的ICX039DLA照相机可以用于微透镜照相机312和瞳孔照相机328。从反射镜322反射的返回光中，微透镜阵列324在微透镜照相机312的光检测元件(例如CCD阵列)上形成空间影像。波盘320有利于减少不想要的反向散射或杂散光量来提高信号强度或空间影像的对比度。微透镜阵列324聚焦最初已经穿过眼睛E的光学元件的部分光，由此可确定眼睛E的屈光波前像差影响，类似于Williams公开的。在这点上，一旦眼睛E的波前像差和由此引起的相位误差已经确定，它们可以转换为一需要的切削轮廓用于去除角膜组织来矫正或提高视力，通过采用眼睛E的适当量参数(例如眼睛E组件的屈光率，和/或其它参数)。一种确定适当轮廓的技术是简单地定标波前数据，由此定标的数据通常对应于需要从患者角膜中去除的组织量。然后激光***从角膜中去除该组织的轮廓。在获得波前传感器数据期间，可以使用眼睛E上的标记来帮助校准眼睛E。

优选地，微透镜阵列324是一大约25×25的微透镜阵列，每个600平方微米，例如Adaptive Optics Associates Incorporated制造的0600-40-S。这个微透镜尺寸小于前述US5777719专利和其它***中描述的微透镜尺寸，其是可能的因为下述的波前传感器300组件提供光的增强强度给微透镜照相机312。如图5所示的波前传感器300的光路径也包括透镜326(例如四个透镜)和隔膜或缝隙327(允许改变光束尺寸)，其是典型的照明、成像和聚焦光学元件，和为了清楚其也可以表示为其它可能遗漏的光学元件。例如，在本发明的一个实施例中，可以改变一个或在蛇形聚焦棱镜314附近两个透镜326的焦距，也许变短，来适应进入到微透镜阵列324中的较小光束宽度。在另一个实施例中，用波前传感器300(或102)测量的可能的屈光度范围可以得到改变，例如，适当选择透镜326放在激光二极管306前，来调节普通患者或选择患者中不良视力的自然分配。一种完成这个的方法是把透镜326(例如a-5屈光度透镜)放在激光二极管306前，由此激光束不再平行。这提供一定屈光度偏移量，其用于与波前传感器300(或102)一起检查患者眼睛。在非限定例子中，可以修改屈光度范围，从对称设计的对称的-8至+8屈光度到非对称设计的非对称的-13至+3屈光度，其可以得到本领域技术人员的领会。可以完成这个而不改变蛇形聚焦棱镜314的尺寸(或其它调节装置)和/或光学元件参数。

选择透镜326的位置，可以把透镜338移进到微透镜照相机312的路径中。可以使用到微透镜照相机312之路径中的许多位置来调节获得的波前传感器300的总范围。可以领会，通过使用可移近或移出位置的透镜326或338，减少了蛇形棱镜需要的“行程”长度。进一步说，典型地激光二极管306本身具有一些固有的“散光”。这个可以用患者眼睛E中典型发现的散光来校准，也增加了波前传感器300的总范围。特别是，这样散光与“标准”一致，由于发现典型的患者散光，微透镜照相机312和相应的波前传感器300软件可以考虑这个固有的散光，例如提供更大的可确定的散光范围。

所示瞳孔照相机328从光束分流器318中接收反射光(例如20％)。优选的是，瞳孔照相机328经由一控制***(未示出)提供虹膜图像数据132用于虹膜图像136，其与下面讨论的校准技术中的控制***156相似或相同。进行比较，处理从微透镜照相机312中得到的数据和最终作为像差数据来提供。

瞳孔照相机328放在眼睛E和蛇形聚焦棱镜314之间的光路径中，在用于在视网膜上聚焦的***的其余焦距里无论如何变化，其允许瞳孔照相机328在眼睛E的瞳孔和虹膜上聚焦。因此，瞳孔照相机328可以产生眼睛E表面清晰图像，不受眼睛E的深度和视网膜到虹膜相应的距离的影响。

焦距调整照相机

波前传感器300也包括校准或调整照相机323，其从光束分流器332中接收眼睛E视网膜上反向散射点图像(例如50％反射比，50％透射比)。调整照相机323位于光学元件(optics)之路径中，其在眼睛E视网膜上聚光而不依赖微透镜照相机312。当从激光二极管306侵入到视网膜的光点位于或大约位于焦距里时，调整照相机323使精确地确定成为可能，因此当从视网膜反向散射的光位于或大约位于微透镜照相机312的焦距里时，有助于确定。由于调整照相机323，可以着见视网膜上的光点，其是质心信号最后源(如Williams中)，和可以自动得到检查，当其位于最明显的焦距上时，有助于在微透镜照相机312上聚焦空间影像并尽可能地清晰。在前述***中，没有提供调整照相机。这样***只依靠微透镜照相机来帮助在视网膜上聚光和在微透镜照相机上聚集反向散射光。这种方法出现的问题是，由n个微透镜阵列的一单个微透镜采样的波前部分在照相机传感器上形成单个点，具有进入微透镜照相机前返回的反向散射光总能量(或功率)之至多大约1/n。因此，视网膜(或眼睛)暴露给光能(或强度)，其不必要保持高的。正如本领域技术人员可以领会那样，使用本发明，相对于以前这些***来说，视网膜(或眼睛)总曝光量可以得到减少，因为在调整照相机323上接收的光能(或强度)只需要接近微透镜阵列的单个微透镜中接收的光能(或强度)。调整照相机323用于直接观察激光二极管306的光在视网膜上的聚焦，而激光二极管306处于较低功率模式。调整照相机323，如实施那样，因此有助于尽可能清晰地在微透镜照相机312上聚焦空间影像，而激光二极管306也处于较低功率模式。完成这以后，可以计算偏振光束分流器310和光束分流器308的透射比、光束分流器332的反射比和被引入到λ/4波盘320的任何倾斜或旋转，从其最佳方向到允许部分返回光返回到调整照相机323。

如上所述，调整照相机323用来确保视网膜上的点尽可能清晰。这意味着校正蛇形棱镜314的设置以及患者矫正得到检查。从这些设置和校正中可以产生信号(例如从调整照相机或从控制***中，例如图7C中的控制***156)，其用于人工检查或患者测量或检查的自动启动。这样操作也允许提高进入到微透镜照相机312中的光强度，只保持发生测量或检查的一段时间而不是在上述聚焦和调整时间期间。

在低功率模式下，调整激光二极管306到足够低的功率以便防止对眼睛E的视网膜造成损坏，例如0.5μW。可以用许多方法来完成调整照相机323的控制***的使用，其帮助把激光二极管306的光聚焦在视网膜上。例如，视网膜上的点大小可以最小化，或视网膜上的点强度可以最大化，通过调整在获得波前传感器102的光程上蛇形棱镜314的位置，直到该点尽可能小。蛇形棱镜314的位置建立屈光度矫正需要的近视或远视度的“基线”，来初次补偿眼睛E的低等级屈光光学像差特征。在确定近视或远视误差或校正的基线水平时，利用激光二极管306并结合调整蛇形棱镜314的位置来确保激光302被校准到一角度是有益的，该角度维持视网膜上各自点的重叠(或其它方法，例如校准患者眼睛的手动或视觉检查)。

一旦完成聚焦，激光二极管306处于较高功率模式下持续非常短时间。例如，在视网膜上10-20微米之点尺寸里使用30μW功率持续400毫秒是可能的。虽然较高强度如果保持了一段延续时间(例如超过100毫秒)可能损坏视网膜，这样短的突发是无害的。然而这样短的突发极大增加了微透镜照相机312的传感器上各个点的强度，所以多功率激光二极管306、调整照相机323、微透镜阵列342和微透镜照相机312的结合可以允许微透镜照相机312产生比在其它***中较高的信号强度或较高对比度微透镜图像。较高功率激光二极管306模式与其它***相比可以允许在微透镜阵列324中使用较小的单个横截面积微透镜。

一旦提供了微透镜照相机312数据，其可以由Zernike多项式直接使用来创建波前像差数据，或波前像差数据可以得到计算作为一系列曝光量的平均值。例如，***可以使用五个“射点”，然后或者平均得到数据或者平均相应的Zernike数据。进一步说，可以抛弃广泛发散的“射点”。在公开的***中，最好采用五个“射点”，和波前像差数据确定为平均计算的波前像差。

受益于本公开的本领域技术人员将可以领会，各种类型的组件可以用于替换波前传感器300中实施的组件，和各种光学配置可能形成本发明的其它实施例，例如，一高强度、准直光源，或多个光源，例如，一个低功率和一个高功率，可以替换激光二极管306。调整照相机323反而可以放在反射镜322之路径中，和微透镜照相机312的微透镜阵列324可以拥有更多或更少微透镜，按需要或根据设计。进一步说，本领域技术人员将领会所有这些组件通常由控制***来控制，例如微机。在本发明的范围和精神之内的各种其它配置是可能的。

本发明的实施需要校准从各种诊断测量中得出的信息和由射到眼睛的激光产生的切削轮廓。用于完成这种校准的各种技术在本领域里是公知的，和任何一种可以用于本发明的实施。然而，使用眼睛虹膜图像(或者一部分虹膜或者其它眼睛识别特征)的校准技术是目前优选的。

使用虹膜数据来校准激光治疗

图6表示利用根据本发明的实施例实施的***的方法的总流程。在方框10中，与使用诊断工具获得的屈光数据结合，虹膜得到成像。这个成像和诊断工具使用可以采用许多形式。例如，在激光治疗前可以使用所述工具，例如使用角膜表面地形图***来确定角膜或屈光轮廓。或在屈光手术前可以立即使用它。在任何情况下，成像的虹膜或虹膜之某一表现是使用诊断工具产生的数据来保持。

转向方框12，然后根据诊断工具提供的数据来产生疗法。例如，这个疗法可以用于治疗一定程度的近视和不规则散光。这个疗法也可以是，例如，使用PCT/EP95/04028的算法产生的疗法，其名称为“Excimer LaserSystem for Correction of Vision with Reduced Thermal Effects”，1996年4月25日公开，其与美国专利US5891132的分布***结合，提供了一种抖动算法来修正角膜轮廓，其名称为”Distributed Excimer Laser SurgerySystem”，1999年4月6日公开。然而，这个疗法被规范到保存的虹膜图像表示。通过这样做，基于附加诊断工具数据的随后治疗修改可以规范到随后的虹膜图像。

进一步说，治疗本身最好被校准到患者虹膜。这在方框14中完成，这里激光目标和治疗模式规范到接受治疗之患者的虹膜图像。这个规范可以采用非常普通的方式，例如激光目标转换为适当的点，或更复杂的方式，例如通过治疗的旋转或甚至定标和偏斜来匹配出现在激光***中的虹膜图像。

转向方框16，然后执行激光治疗。注意，在激光治疗期间，该***可以周期地或连续地匹配虹膜数据到保存的虹膜数据表示，大体上跟踪患者眼睛。

转向图7A、7B和7C，在本发明***中表示确定屈光数据、规范到虹膜数据、产生疗程和然后施加一个疗程的总流程。根据本发明，需要治疗的眼睛屈光特征由角膜表面地形图***100和波前传感器102来确定。这些装置通常提供表示眼睛屈光特征的数据。另外，表示了计算机工作站或计算单元104，其用来根据诊断工具提供的数据创建定制的疗程。虽然表示为单独工作站104，例如用于如PCT/EP97/02821中所公开的分布***中，工作站104和/或其功能可以被合并在图7A、7B和7C的***的许多其它组件内。例如，激光***106也表示在图7C中，其接收工作站104产生的疗法和相应的虹膜数据。激光***106能够合并工作站104的功能，在激光***106本身里产生适当的激光治疗。

图7A中的开始，角膜地形图***100从患者眼睛E中收集角膜地形图数据。图解的地形图***包括Placido盘型硬件108以及瞳孔或虹膜照相机110。这些组件对本领域来说是已知的，且产生角膜地形图数据的各种技术也是已知的。例如，EyeSys生产的System2000产生角膜地形图数据，和Orbtek生产的ORBSCANII地形图不仅产生表面角膜地形图，而且产生用于眼睛的各种组件的总地形图。前者***是基于Placido盘的***；后者是自动裂隙灯***。ORBSCANII***使用表面垂直剖面图和射线跟踪来确定眼睛的屈光误差。地形图***100典型地可以产生各种格式的和使用各种技术收集的数据输出112，例如各种点上的角膜绝对高度、各种点上的角膜曲率等等。

除了角膜数据112之外，角膜地形图***100也获得眼睛E可视表面相应的“瞬像(snapshot)”，提供表示虹膜(和瞳孔)图像120的第一虹膜(和瞳孔)图像数据114。许多角膜表面地形图***具有一瞳孔照相机，其可以获得这个图像。如下进一步讨论，瞳孔或虹膜照相机110可以提供各种格式的虹膜图像数据114，例如标准图像格式，或压缩格式，其中识别各种虹膜或瞳孔人工制品。这些人工制品可以包括沿着瞳孔和虹膜分界面边缘可识别的人工制品。虹膜数据114可以是图像与公认的虹膜、瞳孔、它们的分界面或其它眼睛结构的人工制品的某些结合。

瞳孔或虹膜照相机110可以是各种类型的照相机，例如可视光、红外线或其它适合获得虹膜图像120的照相机。优选地，在与地形图组件(Placido盘型硬件)108收集地形图数据112的同时获得所述图像，尽管之前或之后也是可接受的。

如图7A所图解的，地形图数据112和虹膜图像数据114最好是根据某一坐标***相关的，如由重叠图像116所表示的。确定的地形图118和虹膜图像120之间的关系保持在所述数据里。

如下所述，虹膜图像120的虹膜图像数据114对于校准手术工具(这里是激光***106)是有用的。然而，所述数据114对于规范来自各种其它眼睛诊断仪器的数据也是有用的。尤其是，波前传感器102也分析眼睛E里的屈光不规则性或像差。在波前传感器102中，优选的是，瞳孔照相机122在某一“蛇形”光学元件124的前面聚焦在眼睛E上。蛇形(trombone)光学元件124(例如焦距或光程调整调谐装置或光学元件)用于改变光程长度并且把激光126聚焦在眼睛E的视网膜上。蛇形光学元件124可以用于确定和补偿眼睛E的低等级像差，例如散焦。在一个实施例中，波前传感器102通过微透镜照相机128收集数据用于确定眼睛E里的光学像差。如上所述，可以使用各种其它波前传感器或其它类型的***用于确定屈光眼睛波前像差。

如同使用角膜表面地形图***100一样，波前传感器102最好从瞳孔照相机122提供像差数据130和虹膜(瞳孔)图像数据132。这些数据建立一像差轮廓134—例如波前传感器点轮廓，从其中，在确定眼睛波前像差，如Williams中的—和虹膜(瞳孔)图像136中确定所述点的质心。虹膜图像数据132可以类似于虹膜图像数据114。波前传感器数据130和虹膜图像数据132也可以相互规范，如图7A中重叠参考画面138所图解的。当获得所述像差数据130和图象数据时，瞳孔可以得到膨胀或保持不膨胀。

在产生屈光手术疗程(例如LASIK)中可以确定和使用各种类型的屈光数据。这些数据可以包括眼睛组件的角膜地形图数据、波前传感器数据、角膜厚度数据或其它不同的轮廓(例如使用超声波)，和从各种源中产生的其它类型的屈光数据，例如从缝隙—扫描或光学相干性地形图技术。例如，超声波可以用来不仅测量角膜厚度，而且测量上皮和其它眼睛表面、微角膜刀切削皮中基质组件的数量(对于LASIK来说)、所述皮下剩余的基质数量等等。典型地，这些数据的提供是以变化分辨率并基于眼睛E的点对点上。例如，从角膜表面地形图***100中得出的角膜地形图数据112通常具有比波前传感器数据130高的分辨率。类似地，某些类型的数据指向眼睛E的一方面，例如映射眼睛E的表面地形图的角膜表面地形图数据112，而其它数据也可反映眼睛E的其它方面，例如从波前传感器102中得出的在波前传感器数据130中发现的总屈光误差。

进一步说，屈光诊断工具可能是各种各样的配置，例如一固定的、台型***，手持或结合成单一工具的多种***。本领域技术人员将认识到本发明的技术可以在广泛的各种实际的实施例中得以实施。

在本发明的一个实施例中，这些数据组可以相互规范用来产生更精确的屈光治疗。在此，地形图数据112和其相应的虹膜图像数据114规范为波前传感器数据130和其虹膜数据132。例如，这两种数据组(图140图解的)根据虹膜图像120和虹膜图像136(虹膜图像142图解的)的相似性来相互规范。如上所述，这个规范可以由虹膜图像之间的重叠产生，或作为替代由虹膜(和瞳孔)图像特征元素的调整来产生，如下结合图8所述。

在图7B中表示的特殊实施例中，处理像差轮廓134(例如通过适应Zernike多项式，如Williams或此处所述)来产生波前像差数据，如瞳孔波前像差(例如轮廓)图160所示。波前传感器数据130和其虹膜数据132(图7A)也相互规范，如图7B中重叠参考画面所图解的。如上所述，优选地，当获得像差数据130和图象数据时，瞳孔可以得到膨胀，并且这些数据组可以相互规范用以便产生更精确屈光疗法。地形图数据112和其相应的虹膜图像数据114规范为波前传感器数据130和其虹膜数据132。例如这些数据根据虹膜图像120和虹膜图像136(虹膜图像142图解的)的相似性来相互规范，其由(重叠的)图164来图解，与以上如图7A所述并列。地形图数据118扩展遍及眼睛较大部分，例如遍及大部分或全部角膜，而波前像差图(或数据)160通常只扩展遍及瞳孔或瞳孔的一部分。当如图164中或类似于图164中重叠时，瞳孔波前像差轮廓图160和地形图118之间的一些相互关系可能是明显的，如本领域技术人员所领会的那样，即使没有虹膜图像数据用于校准或规范。为了规范或重叠地形图数据和波前像差数据(例如地形图数据118和瞳孔波前像差图160)，可以在眼睛光程(例如从波前像差数据中)或屈光率(例如通过平均屈光率)中进行适当量改变以便关联这些数据，如本领域技术人员所领会的。

根据图7A或图7B中描述的过程，是否产生数据，如图7C中所示，然后计算机程序产生治疗轮廓144。这个功能可以完成在，例如，一独立计算机104中、一耦合到因特网或其它网络的计算机中、或是在一个计算***中，该计算***是激光***106、地形图***100、波前传感器102或其它***的一部分。产生的疗法可能是各种疗法。例如，可能执行不规则的治疗方案，如上述美国专利US5891132中所阐述的，或可能执行其它各种类型的疗法，包括但不局限于可变点大小、扫描的狭缝、或固定扫描点大小激光治疗。不管要执行的疗法，其产生是相对于从各种诊断工具中得出的数据140或164，并且可以保持和规范到保存的虹膜图像142中。

从各种诊断工具中得出的数据可以使用各种方式来用于产生疗法。例如，波前传感器102中的数据130可以单独地用于产生疗法，或作为替代，可以使用角膜表面地形图***100中的数据112。其它选择类型的屈光诊断工具数据可以类似地单独使用来产生疗法。来自各种工具之数据的有益方面可以得到结合来产生更好的总屈光疗法。例如，角膜表面地形图***100返回表面地形图数据，不管瞳孔的扩张量，但是波前传感器102由出现在瞳孔中的扩张量来限定(也就是，波前传感器102典型地只测量位于光路径中光学元件的折射效果)。因此，如图7B中图表164所描述的，在大于扩张瞳孔的表面区域上，使用角膜表面地形图***100中的数据112，而波前传感器102中的数据130用于瞳孔区域里的中心部分。在这两种情况下，使用各自的虹膜图像120和136，由第一空间规范(normalization)来协调数据130和数据112。

再次参考图7C，典型地，根据产生的疗法144，为特殊类型的激光***106提供一疗程，例如一系列照片、各种孔径大小的一系列扫描狭缝，或各种其它类型的疗法。轮廓146所图解的疗程，其本身在空间上引用表示虹膜图像的数据148。所述数据148又可以是虹膜图像本身、虹膜在黑白方面的高对比度表现、虹膜的各种特征的局部表现、或虹膜的其它各种表现。通常，当由激光***106治疗眼睛E时，表示虹膜的数据148应该适合于允许疗程146和眼睛E的实际虹膜对准。

然后用治疗轮廓载入激光***106，包括疗程146和虹膜数据148。参考图7C，激光***106可以是各种类型，例如193纳米准分子激光，典型地包括激光器150、瞄准***152、(例如一系列光学元件，其用于把光从激光器150导向到眼睛E)、瞳孔照相机154和控制***156。较低功率瞄准或参考光束(未示)一般与激光器150结合使用。瞄准光束，例如激光束，可以由瞳孔照相机154来监测，该瞳孔照相机一般是红外照相机，可以用来瞄准激光器150，如美国专利US5620436中所述，其名称为“Method and Apparatus for Providing Precise Location of Points onthe Eye，”1997年4月15日公开[PCT/EP95/01287，1995年10月19日公开]。

在运行中，瞳孔照相机154为控制瞄准***152的控制***156提供眼睛E的虹膜图像I(参见图7C)。实际提供给准分子激光***106的虹膜图像I与和疗程146相关的虹膜数据148进行比较。然后调节激光头150的目标，由此虹膜数据148实质上与瞳孔照相机154提供的虹膜图像I进行调准。这可能需要转换、旋转、定标、偏斜或各种其它变换功能。在疗程146上类似地执行所述转换，该转换应用于需要用虹膜I与之对准的虹膜图像数据148，由此当应用它时，最后的疗程与需要的疗程相对应来减少光影响，如治疗产生144中预测的。

疗程146本身的数据可以改变，或激光***106或患者旋转校准的目标可以改变。不管什么方法，在治疗146应用之前虹膜数据148用来校准虹膜I。

各种类型的眼睛手术可以从公开的技术中受益。PPK可以应用到眼睛的外表面，或通过首先切削一部分角膜来执行LASIK程序，然后在下面应用激光治疗。进一步说，这些技术可以使它们自己适用于其它非角膜切削术类型的治疗，例如准分子角膜切削术或其它各种类型的热屈光矫正方法。这些疗程可以与眼睛虹膜进行精确地校准，由此可以把计算的治疗方案更精确地提供给理论上最佳位置。

其它流程受益于使用与诊断和治疗数据相关的虹膜数据。例如，当患者位于右上位置来诊断评估时，与当患者位于斜靠位置时相比，有时眼睛位置可以在眼窝里轻微地旋转。类似地，甚至当身体停在相同的位置时，患者头部校准可能影响眼睛的旋转。虽然患者的脑袋可以补偿少量的这样旋转，在用于较高等级缺陷的高精度矫正治疗方案中，在精确旋转校准中的变化可能旋转眼睛在相对于治疗之不适当的位置，导致应用于眼睛的治疗不完美。这样未对准的影响一般被断言用于非常基本的疗法，例如近视和远视，和甚至用于未成年人的散光治疗，但具有较高等级缺陷，例如不规则的散光、眩光、晕轮等等，高精度治疗的好处可能丢失，除非得到和保持与最佳空间治疗位置的精确校准。根据本发明的技术可以减少这种校准丢失。

关于虹膜匹配和本身校准，可以使用各种技术，或者使用实际的虹膜图像或者虹膜各种特征的数字表示。这些技术已经在基于虹膜独特特征的识别***中使用，例如Wildes等人发明的美国专利US5572596，1996年11月5日公开，名称为“Automated，Non-Invasive Iris Recognition Systemand Method，”，转让给David Sarnoff Research Center Inc.of Princeton，NewJersey和Flom等人发明的US4641349，1987年2月3日公开，名称为“Iris Recognition System”，通过参考它们全文合并于此。这些专利的前者谈论定标、旋转和转换；这些专利之后者谈论可以用于唯一匹配和识别虹膜的各种特征，并且讨论控制机构，其可以用于调整虹膜相对角膜的位置。在本发明实施例中，另外一种类似技术可以用于对准激光***106。类似地，Daugman发明的美国专利US5291560，1994年3月1日公开和名称为“Biometric Personal Identification System Based on IrisAnalysis，”转让给Iri Scan，Inc.of Mount Laurel，New Jersey，也通过参考把其全文合并于此，还谈论由虹膜提供“光指纹”。这些专利的图案匹配和特征匹配的技术和本领域已知的其它技术用于校准目的而不是严格的鉴别目的。

作为选择或另外，激光***106的照相机154可以接收虹膜图像I，然后将其显示在屏幕上。然后可以叠加虹膜图像数据148来允许主治医师、技师或其它保健工人手动瞄准或调整所述激光***106，或手动校验***106的目标。

参考图8，更详细地图解了眼睛E的虹膜I，图示了如何采用特殊特征，用于匹配要治疗的患者眼睛E和他或她以前保存的虹膜I图像。例如，一系列点200可以用作描述符，通常定义环状特征例如睫状区，如同心沟202或辐射沟204。可以使用的其它特征通常在上文参考的Flom发明的美国专利US4641349中描述，其包括色素点、腺管、萎缩区、肿块和先天丝。类似地，瞳孔也可以用于虹膜匹配，例如，作为中心参考点，然后虹膜特征从该点确定眼睛的旋转位置。例如依靠要应用的治疗的复杂性可以使用更少或更多特征。如果治疗是旋转对称的，例如用于纯粹的近视或远视的治疗，旋转移位是不重要的，所以所述中心点可以相对于瞳孔定位。但是由于治疗的更大复杂性，可以使用更详细的特征用于治疗前眼睛E更精确的对准。作为选择，人工特征可以施加于眼睛E，用于定位，包括在虹膜区。例如，如果治疗出现在激光标记愈合之前，在眼睛E上可以建立三个激光标记。然后，可以执行诊断步骤和治疗紧随其后。进一步说，可以使用眼睛可视表面的其它识别部分，除了虹膜I之外。在所有这些技术中，眼睛E可视部分的特征用于诊断***、产生的治疗和应用于眼睛E的实际治疗之间的定位。

转向图9，图解了根据激光***106接收的实际虹膜I图像进行的各种调整，其可以调整到理想的治疗。再次参考图7C，产生的治疗144作为理想的治疗方案146被提供用于控制激光***106。从诊断工具中得出的相关参考虹膜图像数据148用来校准治疗方案146和患者眼睛E。虹膜图像206由激光***106的瞳孔照相机154提供和提供给控制***156。控制***156将图像148，或从该图像中产生的描述符与虹膜图像206比较。根据该比较，各种定标功能应用于理想的治疗146。例如，根据实际虹膜图像206的大小可以确定，因为诊断工具100或102和激光***106的不同焦距，在规模上应该减少治疗。所以计算和应用定标208，产生定标的治疗210。然后，可以确定现在定标的、理想治疗210必须转换和旋转，如转换和旋转功能212所指示的。这依次应用于定标的理想治疗210，产生实际治疗214。然后激光***106使用这些数据来执行实际的治疗。

作为选择，如果控制***156具有足够的计算能力，对于每个拍摄(也就是激光脉冲)来说适当地旋转和转换是可能的。例如，如果眼睛E显示治疗期间很大程度动态旋转和移动，这是可取的。然后，在理想的治疗方案146中，可以跟踪虹膜图像206，并且图9中图解的定标功能208和212动态地应用于每个特殊的拍摄或拍摄顺序。通过这种方式，可以照片对照片地提供眼睛E的移动。该技术可以与PCT/EP95/01287的激光瞄准技术结合，由此在应用拍摄或一系列拍摄之前，确定相对于虹膜图像206的每个拍摄或一系列拍摄的精确定位。

因此，在本发明的实施例中，任何一种诊断仪器可以与照相机或其它图像设备安装在一起，所述的照相机或其它图象设备获得瞳孔、虹膜或眼睛外部的其它一些不同特征的图像和输出与该图像对应的数据。然后，当执行屈光治疗时，例如用在LASIK中的准分子激光治疗，保存的图像(或其不同组件)与瞳孔、虹膜或眼睛的实际图像进行比较来校准激光，使得治疗将如计算的一样精确地发生。

转向图10和11A-11B，表示一种选择技术，其使用先前获得虹膜I图像来确保激光治疗与计算治疗轮廓的适当校准。通常，图11A图解了一显示器252，其由图7C中激光***106的照相机154提供。当屈光诊断工具用于确定眼睛E的屈光特征时，获得的虹膜I的图像数据250在左边获得。从该数据中，与所述虹膜I图像数据250校准，已经产生治疗轮廓。在显示器252右边是实时虹膜I图像254，其由激光***106的照相机154返回。如可以看见的，实时虹膜I图像254与获得的图像数据250相比有轻微旋转而未对准。这给主治医师提供机会来重新校准患者的眼睛E，在图11B中产生适当校准的实时虹膜I图像256。优选地，所述显示器包括参考轴，其容许主治医师容易地确定旋转未对准。该***可能也提供，例如光标，主治医师可以把其放在识别特征上来精确地确定相对于坐标轴的旋转位置。

图10图解了在校准虹膜中使用图11A和11B***的步骤。首先，在步骤260中显示获得的虹膜I图像数据250。同时，在步骤262中显示虹膜I的实时图像254。当准分子激光***106是使用眼睛***的Keracor217时，主治医师在步骤264中驱动眼睛***，该***把实时图像254居中。Keracor217上的眼睛跟踪***用于居中虹膜I，但不提供虹膜的旋转校准。

转向步骤266，坐标轴显示在获得的数据250和实时图像254上。然后主治医师比较屏幕上的图像，并且确定需要的旋转量来校准虹膜I的两个图像。然后主治医师旋转眼睛E，使得实时虹膜I图像256旋转地与获得的虹膜图像数据250相对应。主治医师可以手动完成，例如使用吸气环或通过重新定位患者头部。进一步说，所述***可以用于患者眼睛E的“虚拟”旋转，通过旋转转换治疗轮廓达到主治医师指定的量。在任何情况下，眼睛跟踪***首先用来使实时虹膜I图像254居中，然后主治医师完成虹膜I图像256与获得的图像数据250相比的旋转校准。

其它选择包括一***，其中重叠两个图像。如果使用多诊断和屈光工具，也可以使用不同技术来校准。例如，根据与旋转标记或散光轴联系的虹膜外形，波前工具可以校准其数据。地形图工具可以使用相同的校准基准，但也获得虹膜图像。然后使用单独虹膜数据，最后校准治疗轮廓可以在激光上得到校准。可以使用各种配置，在受让人同时提交的申请之说明书中得到描述，该申请之名称为“Iris Recognition and Trackingfor Treatment of Optical Irregularities of the Eye”。进一步说，各种用户界面工具可以帮助主治医师，包括前述的光标定位和治疗轮廓的软件旋转。

前述的本发明公开和说明书是作为例证和对其解释，和图解的装置和结构以及运行方法在细节方面可以进行各种修改而不脱离本发明的精神。

Claims (14)

1、一种确定眼睛屈光异常的***，包括：

一角膜地形图工具，其用于提供该眼睛的角膜地形图数据；和

一波前像差工具，其用于提供该眼睛的波前像差数据；其特征在于还包括：

一计算单元，其用于将该眼睛之瞳孔区域内的波前像差数据和该瞳孔区域外的该角膜地形图数据结合。

2、根据权利要求1所述的***，该***还包括一照相机，其用于获取该眼睛的虹膜图像，该图像用于利用该角膜地形图数据校准该波前像差数据。

3、根据权利要求2所述的***，其中，该虹膜图像对应于该波前像差数据和该角膜地形图数据。

4、根据权利要求1所述的***，该***还包括：

一准分子激光***，其用于根据该结合的数据提供用于该眼睛的疗程。

5、根据权利要求4所述的***，其中所述激光***与所述计算单元耦合。

6、根据权利要求1或4所述的***，其中，所述计算单元根据该角膜地形图数据计算该眼睛的波前像差。

7、根据权利要求6所述的***，其中，所述计算单元用于将该波前像差工具提供的波前像差数据和该计算的波前像差数据进行比较以验证它们。

8、根据权利要求6所述的***，其中，所述计算单元用于根据所述波前像差工具提供的波前像差数据来调节该计算的波前像差数据。

9、根据权利要求6所述的***，其中，所述计算单元用于计算屈光疗程。

10、根据权利要求9所述的***，其中，所述计算单元用于显示对该角膜地形图数据所执行的屈光疗程的模拟。

11、根据权利要求1所述的***，其中所述计算单元被分布在所述角膜地形图工具和波前像差工具之间。

12、根据权利要求4所述的***，其中，所述激光***的实际位置远离所述计算单元。

13、根据权利要求4所述的***，其中，所述激光***包括所述计算单元。

14、根据权利要求1所述的***，其中该角膜地形图工具是基于垂直剖面图的地形图工具。

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