DE19950791A1

DE19950791A1 - Iriserkennung und -nachführung zum Behandeln optischer Ungleichmäßigkeiten des Auges

Info

Publication number: DE19950791A1
Application number: DE19950791A
Authority: DE
Inventors: Kristian Hohla; Thomas Neuhann; Gerhard Youssefi
Original assignee: Technolas GmbH
Current assignee: Technolas GmbH
Priority date: 1999-10-21
Filing date: 1999-10-21
Publication date: 2001-05-10

Abstract

Es werden ein System und ein Verfahren bereitgestellt, durch die ein Iris- oder ein Augenbild während einer refraktiven Diagnoseanalyse erzeugt wird. Das Bild wird verwendet, um Daten von der Analyse mit Daten von anderen refraktiven Analyseinstrumenten abzugleichen, und um ein refraktives Operationswerkzeug, z. B. einen Laser, für die Behandlung mit dem Auge abzugleichen. Außerdem wird das gespeicherte Bild vor der Behandlung mit der Iris des Patienten verglichen, um zu verifizieren, daß das korrekte Auge mit einem entwickelten Behandlungsmuster behandelt wird. Es können verschiedene refraktive Instrumente verwendet werden, z. B. Hornhauttopografiesysteme und Wellenfrontaberrationssysteme.

Description

Bereich der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft Systeme für refrak tive Augenchirurgie und insbesondere die Verwendung von Iriserkennungs- und -lokalisierungssystemen zum Ausrichten oder Abgleichen refraktiver Diagnosewerkzeuge und refrakti ver Lasersysteme mit dem Auge.

Technischer Hintergrund

Der Bereich der ophthalmologischen refraktiven Chirurgie wurde über die beiden letzten Jahrzehnte wesentlich weiter entwickelt. Aufgabe der ophthalmologischen refraktiven Chir urgie ist es, refraktive oder Brechungseigenschaften der Au gen zu ändern, um verschiedene Sehfehler zu korrigieren, z. B. Myopie (Kurzsichtigkeit), Hyperopie (Weitsichtigkeit) und Astigmatismus (Stabsichtigkeit), sowie andere Defekte. Es wurden mehrere Versuche unternommen, um diese optischen Eigenschaften zu ändern, einschließlich des Einritzens oder Einschneidens der Hornhaut des Auges, um eine Entspannung des Hornhautgewebes zu erreichen, oder die Hornhaut selbst direkt umzuformen oder umzumodellieren. Ein Beispiel der erstgenannten Verfahren ist radiale Keratotomie; Beispiele der letztgenannten Verfahren sind photorefraktive Keratekto mie ("PRK"), äußere lamellare Keratektomie ("ALK") und Laser- in-situ-Keratomileusis ("LASIK").

Durch die Entwicklung und Weiterentwicklungen oder ver feinerungen dieser Techniken wurde eine größere Präzision in der refraktiven oder Brechungsfehlerkorrektur erreicht. In frühen Behandlungsarten war die Präzision der Korrektur re lativ grob. Eine Korrektur mit einer Toleranz von z. B. plus/minus einer Dioptrie der gewünschten Korrektur für Kurzsichtigkeit oder Myopie wäre als ausgezeichnetes Ergeb nis betrachtet worden. Die Behandlungsarten wurden zunehmend weiterentwickelt bzw. verfeinert, so daß eine Korrektur schwierigerer oder subtilerer Defekte ermöglicht wurde. Kurzsichtigkeit (Myopie) und Weitsichtigkeit (Hyperopie) können nun durch herkömmliche Techniken mit hoher Präzision korrigiert werden, und unter Verwendung von Excimerlasern können auch Effekte höherer Ordnung, z. B. Aspherizität und ungleichmäßige Stabsichtigkeit (Astigmatismus), korrigiert werden. Durch Verwendung von Topografiesystemen können Seh fehler bestimmt und unabhängig von ihrer "Gleichmäßigkeit" korrigiert werden. Solche Techniken sind im US-Patent Nr. 5891132 mit dem Titel "Distributed Excimer Laser Surgery Sy stem", erteilt am 6. April 1999, beschrieben.

Durch verschiedene Raster- und Scan- oder Abtasttechni ken können solche ungleichmäßigen Brechungsfehler korrigiert werden, die Ungleichmäßigkeit muß jedoch zunächst bestimmt werden. Mit der zunehmenden Präzision refraktiver Opera tionstechniken wurden auch refraktive Diagnosetechniken im mer präziser. Außer einer Vielfalt von Topografiesystemen (z. B. das System 2000 von EyeSys Technologies, Inc., Hou ston, Texas und das System ORBSHOT™ von Orbtek, Inc., Salt Lake City, Utah) werden durch zahlreiche Systeme die Gesamt brechungsfehler durch Analysieren des gesamten optischen We ges des Auges, einschließlich der Vorder- und Rückseite der Hornhaut, der Linse und des Abstands zur Netzhaut, berech net. Einige Systeme verwenden algorithmische Techniken, z. B. das System ORBSCAN® von Orbtek, während andere Systeme an Stelle von Softwaresimulationen direkte Messungen verwenden, z. B. das Wellenfrontaberrationssystem oder der Wellenfront sensor, die im US-Patent Nr. 5777719 von Williams et al. ("Williams") beschrieben sind.

Im Wellenfrontaberrationssystem wird beispielsweise ein Laserstrahl auf die Netzhaut des Auges projiziert, und das erhaltene zurückgestreute oder reflektierte Licht durchläuft verschiedene refraktive Abschnitte des Auges. Dieses zurück kehrende Bild wird segmentiert und analysiert, um einen er forderlichen Korrektur- und Änderungsgrad und -typ für die Hornhaut zu bestimmen, durch die Normalsichtigkeit (Emmetro pie) bzw. eine ideale Sehfunktion erhalten wird.

Beschreibung der Erfindung

Obwohl ophthalmologische refraktive Operationstechniken und ophthalmologische refraktive Diagnosetechniken immer prä ziser wurden, hat diese Präzision zu steigenden Anforderun gen an die Genauigkeit geführt. Erfindungsgemäß werden Fort schritte in der Präzision sowohl der Operations- als auch der Diagnosetechniken auch durch Verwendung eines Bildes der Iris (oder eines Teils der Iris oder eines anderen charakte ristischen Augenmerkmals) für Ausrichtungs- oder Anpassungs- bzw. Abgleichzwecke während der Diagnose und der Operation realisiert. Bevor die refraktive Behandlung ausgeführt wird, wird das Operationssystem basierend auf einem während der Diagnose gespeicherten Irisbild ausgerichtet oder abgegli chen.

Beispielsweise werden erfindungsgemäß durch ein Horn hautoberflächentopografiesystem oder ein Wellenfrontsensor system refraktive Kenndaten des Auges erfaßt, es erfaßt je doch auch ein entsprechendes Bild der Pupille und der Iris des Auges. Dann werden dem Irisbild entsprechende Daten in Verbindung mit Daten vom Diagnosesystem gehalten. Wenn zu sätzliche Diagnosewerkzeuge verwendet werden, können sie ebenfalls eine Pupillen- und Iriskamera verwenden, um einen "Normierungspunkt" bereitzustellen, der als Bezugspunkt für alle Daten und eine nachfolgende Behandlung dient.

Wenn die refraktive Behandlung ausgeführt werden soll, z. B. eine LASIK-Behandlung durch einen Excimerlaser, nimmt eine andere Pupillenkamera ein Bild der Iris auf, und eine aus den Diagnoseinformationen entwickelte Behandlung wird auf dieses Irisbild normiert. Diese Normierung kann Transla tions-, Rotations-, Skalierungs- oder andere Transforma tionsfunktionen beinhalten. Die Behandlung wird dann unter der Kenntnis bereitgestellt, daß sie auf die gewünschten Punkte auf der Hornhaut angewendet wird.

Außerdem kann das Irisbild einem Augennachführsystem zugeführt werden, so daß das aktuelle Ziel des Excimerlasers auf einer dynamischen Basis bezüglich der Irisposition abge glichen werden kann.

Vorzugsweise erfaßt das Irissystem charakteristische Merkmale in der Iris und bestimmt Translationsfunktionen ba sierend auf diesen Merkmalen. Im allgemeinen sind keine zwei Iris gleich, so daß Rotations-, Translations-, Skalierungs- oder andere Transformationsfunktionen basierend auf den cha rakteristischen Merkmalen ausgeführt werden können. Das Irissystem kann verschiedene Merkmale der Iris speichern, einschließlich eines Bildes der Iris selbst, sowie abgelei tete charakteristische Merkmale der Iris, Merkmale der Pu pille und anderer Teile des Auges, oder Merkmale, die dazu beitragen können, anschließend Daten abzugleichen oder das Operationssystem vor der Laserbehandlung auszurichten oder abzugleichen.

Als zusätzlicher Vorteil kann durch die in Verbindung mit der refraktiven Diagnoseanalyse gespeicherten Irisdaten ein sicherer Mechanismus für eine nachfolgende Behandlung bereitgestellt werden. Insbesondere kann, wenn die Irisdaten vor der Operation nicht mit dem durch das Operationssystem erfaßten realen Irisbild übereinstimmen, die Operation un terbrochen oder verhindert werden. Dadurch kann beispiels weise eine Operation eines falschen Auges mit spezifischen Daten oder die Verwendung von Daten eines anderen Patienten verhindert werden.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt ein Ablaufdiagramm zum Darstellen der Er fassung von Irisbilddaten und der Verwendung der Daten für eine anschließende Laserbehandlung;

Fig. 2A, 2B und 2C zeigen Blockablaufdiagramme zum Darstellen der Erfassung von Irisdaten in Verbindung mit re fraktiven Kenndaten, der Erzeugung einer Behandlung basie rend auf diesen Daten und der Verwendung der Behandlungsda ten in Verbindung mit einem Irisbild zum Ausführen einer La seroperation;

Fig. 3 zeigt eine Schnittansicht eines Auges sowie zu geordnete Diagnosewerkzeuge zum Bestimmen spezifischer re fraktiver Merkmale des Auges;

Fig. 4 zeigt ein Diagramm zum Darstellen verschiedener Merkmale eines Auges, die als charakteristische Irisdaten in einem erfindungsgemäßen System bzw. Verfahren verwendbar sind;

Fig. 5 zeigt ein in der Erfindung vorgesehenes Ablauf diagramm zum Darstellen der Verwendung gespeicherter Irisda ten und abgebildeter Irisdaten zum Umwandeln einer gewünsch ten Behandlung in eine reale Behandlung;

Fig. 6 zeigt ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsen sors zur Verwendung in einem erfindungsgemäßen System;

Fig. 7 zeigt ein Diagramm eines exemplarischen Fixati onsbildes zur Verwendung im Wellenfrontsensor von Fig. 6;

Fig. 8A und 8B zeigen Diagramme von im Wellenfrontsen sor von Fig. 6 verwendeten Prismen;

Fig. 8C zeigt ein Diagramm eines erfindungsgemäßen An triebssystems für die Prismen in Fig. 8B;

Fig. 9A und 9B zeigen Diagramme zum Darstellen typi scher Daten, die von dem erfindungsgemäßen Wellenfrontsensor von Fig. 6 zurückgesendet werden;

Fig. 10 zeigt ein Bild aktueller oder realer Daten, die von dem erfindungsgemäßen Wellenfrontsensor von Fig. 6 zurückgesendet werden; und

Fig. 11A und 11B zeigen Darstellungen unscharfer Wellenfrontsensordaten, die von einem beispielsweise in Fig. 6 dargestellten Wellenfrontsensor zurückgesendet werden, sowie die Erzeugung eines Schwerpunkts der Datenpunkte des Wellenfrontsensors.

Ausführungsformen der Erfindung Verwendung von Irisdaten zum Abgleichen der Laserbe handlung

Fig. 1 zeigt den allgemeinen Ablauf eines Verfahrens zur Verwendung eines erfindungsgemäßen Systems. In Block 10 wird die Iris in Verbindung mit der Erfassung refraktiver Daten in Diagnosewerkzeugen abgebildet. Diese Abbildung und die Verwendung des Diagnosewerkzeugs können vielfältiger Art sein. Beispielsweise kann das Werkzeug geeignet vor der La serbehandlung in Form eines Hornhautoberflächentopografiesy stems zum Bestimmen eines Hornhaut- oder refraktiven Profils verwendet werden. Oder es kann unmittelbar vor der refrakti ven Operation verwendet werden. In jedem Fall wird die abge bildete Iris oder eine Darstellung der Iris mit den durch das Diagnosewerkzeug hergeleiteten Daten gehalten.

Dann wird im Block 12 basierend auf den durch das Dia gnosewerkzeug bereitgestellten Daten eine Behandlung entwic kelt. Beispielsweise kann durch diese Behandlung ein gewis ser Myopiegrad und ein ungleichmäßiger Astigmatismus behan delt werden. Diese Behandlung kann beispielsweise eine Be handlung sein, die unter Verwendung der in der PCT/EP95/04028 mit dem Titel "Excimer Laser System for Cor rection of Vision with Reduced Thermal Effects", veröffent licht am 25. April 1996 beschriebenen Algorithmen, wobei ein Rasteralgorithmus zum Modifizieren eines Hornhautprofils be reitgestellt wird, in Verbindung mit dem im US-Patent Nr. 5891132 mit dem Titel "Distributed Excimer Laser System", erteilt am 6. April 1999 beschriebenen verteilten System entwickelt wird. Diese Behandlung wird jedoch auf eine ge speicherte Darstellung des Irisbildes normiert. Dadurch kön nen nachfolgende Modifikationen der Behandlung basierend auf zusätzlichen Diagnosewerkzeugdaten auf nachfolgende Irisbil der normiert werden.

Außerdem wird die Behandlung selbst vorzugsweise auf die Iris des Patienten ausgerichtet. Dies erfolgt in Block 14, wo das Laserziel und das Behandlungsmuster auf das Bild einer Iris des zu behandelnden Patienten normiert werden. Diese Normierung kann eine sehr allgemeine Normierung sein, z. B. eine Translation des Laserziels auf einen geeigneten Punkt, oder eine kompliziertere Normierung, z. B. durch Rota tion oder sogar eine Skalierung und Neigung der Behandlung, um das Irisbild mit dem Lasersystem abzugleichen.

Dann wird die Laserbehandlung in Schritt 16 ausgeführt. Während der Laserbehandlung kann das System periodisch oder sogar kontinuierlich die Irisdaten mit den gespeicherten Darstellung der Irisdaten abgleichen, d. h. dem Auge des Pati enten nachgeführt werden.

Die Fig. 2A, 2B und 2C zeigen den allgemeinen Ablauf zum Bestimmen refraktiver Daten, zum Normieren auf das Iris bild, zum Erzeugen eines Behandlungsablaufs und zum an schließenden Anwenden des Behandlungsablaufs in einem erfin dungsgemäßen System. Fig. 2A zeigt zwei Arbeitsplatzsysteme zum Bestimmen refraktiver Merkmale eines Hornhautoberflä chentopografiesystems 100 und eines Wellenfrontsensors 102 (oder Aberrometer™). Durch beide Vorrichtungen werden im allgemeinen Daten bereitgestellt, die refraktive Merkmale des Auges darstellen. Außerdem ist ein Arbeitsplatzrechner oder eine Recheneinheit 104 dargestellt, der/die dazu ver wendet wird, einen spezifischen Behandlungsablauf basierend auf durch das Diagnosewerkzeug bereitgestellten Daten zu er zeugen. Obwohl der Arbeitsplatzrechner 104 als separater Ar beitsplatzrechner zur Verwendung beispielsweise in einem z. B. in der PCT/EP97/02821 dargestellten verteilten System dargestellt ist, könnte er und/oder seine Funktionalität in vielen der anderen Komponenten des in den Fig. 2A, 2B und 2C dargestellten Systems integriert sein. Beispielsweise ist in Fig. 2C auch ein Lasersystem 106 dargestellt, das sowohl die durch den Arbeitsplatzrechner 104 erzeugte Behandlung als auch entsprechende Irisdaten empfängt. Im Lasersystem 106 könnte die Funktionalität des Arbeitsplatzrechners 104 integriert sein, so daß eine geeignete Laserbehandlung in nerhalb des Lasersystems 106 selbst erzeugt würde.

Beginnend mit Fig. 2A ruft das Hornhauttopografiesy stem 100 topografische Daten vom Auge E eines Patienten ab. Das dargestellte Topografiesystem weist einer Placido'schen Scheibe ähnliche Hardware 108 sowie eine Pupillen- oder Iriskamera 110 auf. Diese Komponenten sind bekannt, und es sind verschiedenartige Techniken zum Erzeugen von Hornhaut topografiedaten bekannt. Beispielsweise erzeugt das System 2000 von EyeSys Hornhauttopografiedaten, und das System ORBSCAN® von Orbtek erzeugt nicht nur Hornhautoberflächento pografiedaten sondern auch eine Gesamttopografie für die verschiedenen Augenkomponenten. Das erstgenannte System ist ein auf einer Placido'schen Scheibe basierendes System; das letztgenannte System ist ein auf einer automatischen Schlitzlampe basierendes System. Das Topografiesystem 100 kann typischerweise Ausgangsdaten 112 in verschiedenen For maten erzeugen, die unter Verwendung verschiedener Techniken erzeugt werden, z. B. in Form von absoluten Hornhauthöhen an verschiedenen Punkten, von Hornhautkrümmungen an verschiede nen Punkten, und ähnliche.

Außer den Hornhautdaten 112 erfaßt das Hornhauttopogra fiesystem 100 auch einen entsprechenden "Schnappschuß" der sichtbaren Oberfläche des Auges E, wodurch erste Iris (und Pupillen-) -bilddaten 114 bereitgestellt werden, die ein Iris (und Pupillen) -bild 120 darstellen. Viele Hornhaut oberflächentopografiesysteme weisen eine Pupillenkamera auf, die dieses Bild erfassen kann. Wie nachstehend näher disku tiert wird, kann die Pupillen- oder Iriskamera 110 die Iris bilddaten in verschiedenen Formaten bereitstellen, z. B. als Standardbildformat, oder als reduziertes Format, in dem ver schiedene Iris- oder Pupillenstrukturen oder -merkmale iden tifiziert sind. Diese Strukturen oder Merkmale können solche aufweisen, die entlang des Rands der Grenzfläche zwischen der Pupille und der Iris identifizierbar sind. Die Irisdaten 114 können eine Kombination aus einem Bild und identifizier ten Strukturen oder Merkmalen der Iris, der Pupille, ihrer Grenzfläche oder von anderen Augenstrukturen sein.

Die Pupillen- oder Iriskamera 110 kann eine von ver schiedenen Kameratypen sein, z. B. eine mit sichtbarem Licht arbeitende Kamera, eine Infrarotkamera oder eine andere Ka mera, die geeignet ist, das Irisbild 120 aufzunehmen. Vor zugsweise wird das Bild zum gleichen Zeitpunkt erfaßt, an dem die Topografiekomponenten (die einer Placido'schen Schei be ähnliche Hardware) 108 die Topografiedaten 112 erfassen, obwohl auch ein früherer oder späterer Zeitpunkt akzeptier bar wäre.

Wie in Fig. 2A dargestellt, werden die Topografiedaten 112 und die Irisbilddaten 114 vorzugsweise gemäß einem Koor dinatensystem miteinander in Beziehung gebracht, wie durch überlagerte Bilder 116 dargestellt. Die Beziehung zwischen einer bestimmten Topografie 118 und dem Irisbild 120 wird in den Daten gehalten.

Wie nachstehend diskutiert wird, sind die Irisbilddaten 114 für das Irisbild 120 zum Ausrichten oder Abgleichen ei nes Operationswerkzeugs (hier des Lasersystems 106) geeig net. Die Daten 114 sind jedoch auch nützlich zum Normalisie ren von Daten von verschiedenen anderen Augendiagnoseinstru menten oder -geräten. Insbesondere analysiert der Wellen frontsensor 102 auch refraktive Ungleichmäßigkeiten oder Ab errationen im Auge E. Ein solcher Wellenfrontsensor 102 ist beispielsweise dem von Williams beschriebenen Sensor ähn lich; ein anderer geeigneter Wellenfrontsensor wird nachste hend in Verbindung mit Fig. 6 diskutiert. Im Wellenfront sensor 102 wird vorzugsweise eine Pupillenkamera 122 vor ei ner geeigneten "Teleskop" -optik 124 auf das Auge E fokus siert. Die Teleskopoptik 124 (z. B. eine Vorrichtung oder Op tik zum Anpassen des Fokus oder des optischen Wegs) wird verwendet, um die optische Weglänge zu ändern und einen La ser 126 auf die Netzhaut des Auges E zu fokussieren. Die Te leskopoptik 124 kann verwendet werden, um optische Aberra tionen niedriger Ordnung des Auges E, z. B. eine Defokussie rung, zu bestimmen und zu kompensieren. In einer Ausfüh rungsform erfaßt der Wellenfrontsensor 102 Daten zum Bestim men optischer Aberrationen im Auge E über eine Linsenkamera 128. Es können verschiedene andere Wellenfrontsensoren oder Systemtypen zum Bestimmen refraktiver ophthalmischer Wellen frontaberrationen verwendet werden.

Wie bei dem Hornhautoberflächentopografiesystem 100 werden durch den Wellenfrontsensor 102 vorzugsweise Aberra tionsdaten 130 und Iris (und Pupillen) -bilddaten 132 von der Pupillenkamera 122 bereitgestellt. Durch diese Daten wird ein Aberrationsprofil 134 - z. B. ein Wellenfrontsensor lichtfleckprofil, von dem Schwerpunkte von Lichtflecken be stimmt werden, um die Wellenfrontaberrationen des Auges zu bestimmen, wie von Williams beschrieben - und ein Iris- (und Pupillen)-bild 136 erhalten. Die Irisbilddaten 132 können den Irisbilddaten 114 ähnlich sein. Die Wellenfrontsensorda ten 130 und die Irisbilddaten 132 werden auch aufeinander normiert, wie durch einen überlappenden Bezugsrahmen 138 in Fig. 2A dargestellt. Die Pupille ist vorzugsweise aufgewei tet, wenn die Aberrationsdaten 130 und die Bilddaten erfaßt werden.

Bei der Entwicklung eines Behandlungsablaufs für eine refraktive Operation, z. B. einer LASIK-Behandlung, können verschiedenartige refraktive Daten bestimmt und verwendet werden. Diese Daten können Hornhauttopografiedaten, Wellen frontsensordaten, Hornhautdickendaten oder anderer Diffe renz- oder Differentialprofile (z. B. unter Verwendung von Ultraschall) von Augenkomponenten und andersartige refrakti ve Daten sein, die durch verschiedene Quellen erzeugt wer den, z. B. durch Schlitzscan- oder optische Kohärenztopogra fietechniken. Beispielswesie kann Ultraschall verwendet wer den, um nicht nur die Hornhautdicke sondern auch die Epit hel- und andere Augenoberflächen, den Anteil der Stromakom ponente in einem durch einen Mikrokeratomschnitt erhaltenen Hornhautscheibchen (für LASIK), das Reststroma unter dem Hornhautscheibchen, und ähnliche Parameter zu messen. Diese Daten werden typischerweise auf einer punktweisen Basis für das Auge E mit verschiedenen Auflösungen bereitgestellt. Beispielsweise werden die Hornhauttopografiedaten 112 vom Hornhauttopografiesystem 100 im allgemeinen eine höhere Auf lösung haben als die Wellenfrontsensordaten 130. Ähnlicher weise beziehen sich bestimmte Datentypen auf einen Aspekt des Auges E, z. B. die Hornhautoberflächentopografiedaten 112, die die Oberflächentopografie des Auges E abbilden, während andere Daten andere Aspekte des Auges E widerspie geln können, z. B. den in den Wellenfrontsensordaten 130 vom Wellenfrontsensor 102 gefundenen Gesamtbrechungsfehler.

Außerdem könnten die refraktiven Diagnosewerkzeuge ver schiedene Konfigurationen aufweisen, sie könnten beispiels weise ein festinstalliertes System, ein Tischsystem oder ein handgehaltenes System sein oder aus mehreren in einem einzi gen Werkzeug integrierten Systemen bestehen. Für Fachleute ist erkennbar, daß die erfindungsgemäßen Techniken in einer breiten Vielfalt physikalischer Ausführungsformen implemen tierbar sind.

Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung werden diese Datensätze für eine genauere Erzeugung einer refraktiven Be handlung aufeinander normiert. Hierbei werden die Topogra fiedaten 112 und ihre entsprechenden Irisbilddaten 114 auf die Wellenfrontsensordaten 130 und ihre entsprechenden Iris bilddaten 132 normiert. Beispielsweise werden diese beiden Datensätze (dargestellt durch ein Diagramm 140) basierend auf Ähnlichkeiten des Irisbildes 120 und des Irisbildes 136 (dargestellt durch ein Irisbild 142) aufeinander normiert. Wie vorstehend diskutiert, kann diese Normierung durch eine Überlappung oder Überlagerung der Irisbilder selbst erhalten werden, oder stattdessen aus einem Abgleich charakteristi scher Elemente der Iris-(und Pupillen)-bilder, wie vorste hend in Verbindung mit Fig. 4 beschrieben wurde.

In einer in Fig. 2B dargestellten besonderen Ausfüh rungsform wird das Aberrationsprofil 134 verarbeitet (z. B. durch Zernike-Polynomanpassung, wie von Williams und hierin diskutiert wird), um Wellenfrontaberrationsdaten zu erzeu gen, die als Pupillenwellenfrontaberrations(z. B. Kontour)- diagramm 160 dargestellt sind. Die Wellenfrontsensordaten 130 und die Irisbilddaten 132 (Fig. 2A) werden ebenfalls aufeinander normiert, wie durch einen überlappenden Bezugs rahmen 162 in Fig. 2B dargestellt ist. Wie vorstehend dis kutiert, ist die Pupille vorzugsweise erweitert, wenn die Aberrationsdaten 130 und die Bilddaten erfaßt werden, und diese Datensätze werden für eine genauere Erzeugung einer refraktiven Behandlung aufeinander normiert. Die Topografie daten 112 und ihre entsprechenden Irisbilddaten 114 werden auf die Wellenfrontsensordaten 130 und ihre Irisbilddaten 132 normiert. Beispielsweise ist die Normierung dieser Daten durch ein (überlagertes) Diagramm 164 dargestellt, das par allel zur vorstehenden Diskussion von Fig. 2A auf Ähnlich keiten des Irisbildes 120 und des Irisbildes 136 basiert (durch ein Irisbild 142 dargestellt). Die Topografiedaten 118 können sich über einen größeren Abschnitt des Auges er strecken, z. B. über den größten Teil der Hornhaut oder über die gesamte Hornhaut, während das Wellenfrontaberrationsdia gramm (bzw. die Wellenfrontaberrationsdaten) 160 sich über die Pupille erstrecken kann. Für Fachleute ist ersichtlich, daß eine gewisse Korrelation zwischen dem Pupillenwellen frontaberrationsdiagramm 160 und der Topografie 118, wenn diese wie oder ähnlich wie das Diagramm 164 überlappt wer den, erkennbar sein kann, auch wenn für die Ausrichtung bzw. den Abgleich oder die Normierung keine Irisbilddaten verwen det werden. Zum Normieren oder Überlagern der Topografie- und Wellenfrontaberrationsdaten (z. B. der Topografiedaten 118 und des Pupillenwellenfrontaberrationsdiagramms 160), können die Änderungen der optischen Weglänge (z. B. aus den Wellenfrontaberrationsdaten) oder des Brechungsindex (z. B. durch Mittelwertbildung von Brechungsindizes) des Auges ge eignet berücksichtigt werden, um diese Daten zu korrelieren, wie für Fachleute ersichtlich ist.

Unabhängig davon, ob Daten gemäß dem in Fig. 2A oder in Fig. 2B dargestellten Verfahren erzeugt werden, erzeugt ein Computerprogramm anschließend ein Behandlungsprofil 144, wie in Fig. 2C dargestellt. Dies kann beispielsweise durch einen selbständigen Computer 104, einen mit dem Internet oder einem anderen Netz verbundenen Computer, oder in einem Rechensystem ausgeführt werden, das Teil des Lasersystems 106, des Topografiesystems 100, des Wellenfrontsensors 102 oder anderer Systeme ist. Die erzeugte Behandlung kann eine von verschiedenen Behandlungen sein. Beispielsweise könnte ein ungleichmäßiges Behandlungsmuster ausgeführt werden, wie im vorstehend erwähnten US-Patent Nr. 5 891 132 dargestellt, oder es könnten verschiedene andere Behandlungstypen ausge führt werden, z. B. eine Laserbehandlung mit variabler Licht fleckgröße, mit einer Schlitzabtast- bzw. Schlitzscantechnik oder mit einer festen abgetasteten Lichtfleckgröße. Unabhän gig von der ausgeführten Behandlung wird das Behandlungsmu ster bezüglich den Daten 140 oder 164 von verschiedenen Dia gnosewerkzeugen erzeugt und kann normiert auf das gespei cherte Irisbild 142 gehalten werden.

Die Daten von den verschiedenen Diagnosewerkzeugen kön nen auf verschiedene Weisen verwendet werden, um Behandlun gen zu erzeugen. Beispielsweise könnten ausschließlich die Daten 130 vom Wellenfrontsensor 102 zum Erzeugen einer Be handlung verwendet werden, oder stattdessen könnten die Da ten 112 vom Hornhautoberflächentopografiesystem 100 verwen det werden. Es können ausschließlich andere alternative Ar ten refraktiver Diagnosewerkzeugdaten verwendet werden, um Behandlungen zu erzeugen. Vorteilhafte Aspekte der Daten von den verschiedenen Werkzeugen könnten kombiniert werden, um insgesamt bessere refraktive Behandlungen zu erhalten. Bei spielsweise sendet das Hornhautoberflächentopografiesystem 100 Oberflächentopografiedaten unabhängig vom Erweiterungs grad der Pupille zurück, der Wellenfrontsensor 102 kann je doch durch den Erweiterungsgrad der Pupille begrenzt sein (d. h., der Wellenfrontsensor 102 mißt typischerweise nur re fraktive Effekte optischer Elemente, die sich im optischen Weg befinden). Daher könnten, wie durch das Diagramm 164 von Fig. 2B dargestellt, die Daten 112 vom Hornhautoberflächen topografiesystem 100 über einen Bereich verwendet werden, der größer ist als die erweiterte Pupille, während die Daten 130 vom Wellenfrontsensor 102 für den Mittelabschnitt inner halb des Pupillenbereichs verwendet werden könnten. In bei den Fällen können die Daten 130 und die Daten 112 durch eine erste räumliche Normierung unter Verwendung ihrer jeweiligen Irisbilder 120 und 136 abgeglichen werden. Als anderes Bei spiel können die Daten von verschiedenen Diagnosewerkzeugen kombiniert werden, um ein Gesamtmodell der optischen Elemen te im Auge bereitzustellen. Beispielsweise könnte das Horn hautoberflächentopografiesystem 100 Oberflächendaten bereit stellen, ein Ultraschallsystem könnte Hornhautdickendaten bereitstellen, und der Wellenfrontsensor 102 könnte Gesamt brechungsfehlerdaten bereitstellen. Durch "Subtrahieren" der Effekte der Oberflächendaten und der Dickendaten können da her optische Elemente hinter der Hornhaut unter Verwendung verschiedener Datensätze modelliert werden. Indem die Daten sätze zunächst basierend mit jeweiligen Irisbildern abgegli chen werden, kann eine höhere Genauigkeit erreicht werden.

Fig. 3 zeigt eine Querschnittansicht des Auges E mit einer Hornhaut 450, einer Linse 456 und einer Netzhaut 458. Die Hornhaut 450 weist mehrere Schichten auf, z. B. ein Epit hel 452 und ein Stroma 454. Diese verschiedenen Komponenten, insbesondere die Hornhaut 450 und die Linse 456, wirken zu sammen und bilden eine Gesamtbrech (optische) -kraft und Ge samtbrechungseigenschaften des Auges E. Mehrere Faktoren können zu Brechungs(z. B. Wellenfrontaberrations)-fehlern beitragen, z. B. Ungleichmäßigkeiten in der Hornhaut 450 oder in der Linse 456 und der Abstand (z. B. im Sinn einer Defo kussierungsaberration) von der Hornhaut 450 und der Linse 456 zur Netzhaut 458.

Außerdem zeigt Fig. 3 Bezeichnungen zum Darstellen verschiedenartiger Diagnosewerkzeuge, die zum Analysieren von Brechungs- und und anderen Eigenschaften bestimmter Ab schnitte des Auges E besonders geeignet sind. Durch diese Werkzeuge können verschiedenartige Daten für verschiedene Abschnitte oder Komponenten des Auges E bereitgestellt wer den. Beispielsweise können durch Ultraschalltechniken 460 typischerweise Dicken des Epithels 452 und des Stroma 454 bestimmt werden, wodurch die Gesamtdicke der Hornhaut 450 erhalten wird. Es können verschiedenartige Ultraschalltech niken verwendet werden, z. B. ein Pachymeter oder eine von Dan Z. Reinstein, M. D. im US-Patent Nr. 5 293 871 mit dem Ti tel "System for Ultrasonically Determining Corneal Layer Thickness and Shape", erteilt am 15. März 1994 beschriebene Technik.

Durch Hornhautoberflächentopografiesysteme 462 wird typischerweise eine Hornhautoberflächentopografie bereitge stellt und analysiert. Topografiesysteme, z. B. das System ORBSHOT™ von Orbtek und das System 2000 von EyeSys, haben typischerweise eine sehr hohe Auflösung, sie sind jedoch auf die Oberfläche des Epithels 452 der Hornhaut 450 begrenzt.

Ein kombiniertes refraktives Diagnosewerkzeug 464, z. B. das System ORBSCAN® von Orbtek, bestimmt und analysiert ty pischerweise verschiedene Dicken und Oberflächen innerhalb des Auges. Dieses kann die Dicke der Hornhaut 450, die Ober flächentopografie der Hornhaut 450, die Oberfläche der Linse 456, den Abstand von der Linse 456 zur Hornhaut 450 und den Abstand von dieser vorderen Optik des Auges zur Netzhaut 458 einschließen. In solchen Werkzeuge wirken typischerweise verschiedene refraktive Diagnosewerkzeuge zusammen, z. B. ei ne Schlitzlampe, wie in den US-Patenten Nr. 5 512 965 und 5 512 966 von Richard K. Snook, zugewiesen für Orbtek, Inc. Salt Lake City, Utah, diskutiert, und Ultraschall- oder Lichtstreutechniken.

Schließlich werden durch den in Fig. 3 dargestellten Wellenfrontsensor 466, z. B. den vorstehend beschriebenen Wel lenfrontsensor 102 oder den von Williams beschriebenen Wel lenfrontsensor, Daten über die gesamten refraktiven Aberra tionen des Auges bereitgestellt, die als Aberrationswellen frontprofil(-daten) 468 dargestellt sind. Die Wellenfront sensortechniken sind empirischer Natur und beziehen sich an Stelle von physikalischen Kenngrößen einer beliebigen spezifischen optischen Komponente des Auges E auf die Cha rakterisierung der Wellenfront von auf das Auge einfallendem Außenlicht, das von der Netzhaut 458 reflektiert wurde.

Gemäß Fig. 2C wird basierend auf der erzeugten Behand lung 144 typischerweise ein Behandlungsablauf, z. B. eine Se rie von Schüssen, eine Serie von zu scannenden Schlitzen bei verschiedenen Blendengrößen, oder verschiedene andersartige Behandlungen, für einen bestimmten Typ eines Lasersystems 106 bereitgestellt. Der durch ein Profil 146 dargestellte Behandlungsablauf steht selbst in räumlicher Beziehung mit Daten, die das Irisbild darstellen. Die Daten 148 könnten wiederum ein Bild der Iris selbst sein, eine kontrastreiche Schwarz-Weiß-Darstellung der Iris, eine Positionsdarstellung verschiedener Merkmale der Iris oder verschiedene andere Darstellungen der Iris. Im allgemeinen sollten die die Iris darstellenden Daten 148 dazu geeignet sein, den Behandlungs ablauf 146 mit der realen Iris des Auges E abzugleichen, wenn das Auge E durch das Lasersystem 106 behandelt werden soll.

Das Lasersystem 106 wird dann mit dem Behandlungsprofil geladen, einschließlich des Behandlungsablaufs 146 und der Irisdaten 148. Gemäß Fig. 2C kann das Lasersystem eines von verschiedenen Lasersystemtypen sein, z. B. ein 193-nm-Exci merlaser, und wird typischerweise einen Laser 150, ein Ziel system 152 (z. B. eine Reihe optischer Komponenten, die dazu verwendet werden, Licht vom Laser 150 auf das Auge E zu richten), eine Pupillenkamera 154 und ein Steuerungssystem 156 aufweisen. Ein leistungsärmerer Ziel- oder Referenz strahl (nicht dargestellt) wird typischerweise in Verbindung mit dem Laser 150 verwendet. Der Zielstrahl, z. B. ein Laser strahl, kann durch die Pupillenkamera 154 überwacht werden, die typischerweise eine Infrarotkamera ist, und kann dazu verwendet werden, den Laser 150 auszurichten, wie im US- Patent Nr. 5 620 436 mit dem Titel "Method and Apparatus for Providing Precise Location of Points on the Eye", erteilt am 15. April 1997 [PCT/EP95/01287, veröffentlicht am 19. Okto ber 1995] beschrieben ist.

Im Betrieb wird durch die Pupillenkamera 154 dem Steue rungssystem 156, das das Zielsystem 152 steuert, ein Bild der Iris I (vergl. Fig. 2C) des Auges E zugeführt. Das tat sächlich dem Excimerlasersystem 106 zugeführte Bild der Iris I wird mit den Irisdaten 148 verglichen, die dem Behand lungsablauf 146 zugeordnet sind. Das Ziel des Laserkopfes 150 wird dann so eingestellt, daß die Irisdaten 148 im we sentlichen mit dem durch die Pupillenkamera 154 bereitge stellten Bild der Iris I abgeglichen sind. Dies kann Trans lations-, Rotations-, Skalierungs- oder Neigungsfunktionen oder verschiedene andere Transformationsfunktionen beinhal ten. Die Translation, die auf die Irisbilddaten 148 angewen det wird und notwendig ist, um sie mit der Iris I abzuglei chen, wird ähnlicherweise im Behandlungsablauf 146 ausge führt, so daß der endgültige Behandlungsablauf, wenn er an gewendet wird, einem Behandlungsablauf entspricht, der not wendig, ist, um die bei der Erzeugung des Behandlungsprofils 144 vorausgesagten optischen Effekte zu reduzieren.

Die Daten des Behandlungablaufs 146 selbst können geän dert werden, oder stattdessen können das Ziel des Lasersy stems 106 oder die Drehausrichtung des Patienten geändert werden. Unabhängig von der Methode werden die Irisdaten 148 verwendet, um die Iris I auszurichten, bevor die Behandlung 146 angewendet wird.

Die beschriebenen Techniken oder Verfahren können in verschiedenartigen Augenoperationen vorteilhaft angewendet werden. (photorefraktive Keratektomie) Verfahren kann auf die Außenfläche des Auges angewendet werden, oder ein LASIK- Verfahren kann ausgeführt werden, indem zunächst ein Teil der Hornhaut rückwärts eingeschnitten und dann die Laserbe handlung auf den darunter liegenden Teil angewendet wird.

Außerdem können die Techniken selbst geeignet sein für ande re, Nicht-Keratektomiebehandlungen, z. B. Excimerkeratotomie, oder verschiedenartige thermische Verfahren zur refraktiven Korrektur. Diese Behandlungsabläufe können mit der Iris des Auges genau abgeglichen werden, so daß das berechnete Be handlungsmuster für theoretisch optimale Positionen präziser erzeugt wird.

Andere Vorteile ergeben sich aus der Verwendung der Irisdaten in Verbindung mit den Diagnose- und den Behand lungsdaten. Wenn ein Patient sich beispielsweise für eine Diagnoseanalyse in einer aufrechten Position befindet, kann die Augenposition im Vergleich zu einer zurückgelehnten Po sition des Patienten manchmal innerhalb des Augensockels leicht gedreht sein. Obwohl das Gehirn des Patienten eine solche geringfügige Verdrehung kompensieren kann, kann in einem hochpräzisen Korrekturbehandlungsmuster für Defekte höherer Ordnung das Auge durch die Drehausrichtungsänderung bezüglich der Behandlung buchstäblich aus der Position her ausgedreht werden, wodurch das Auge fehlerhaft behandelt wird. Die Effekte einer solchen Fehlausrichtung sind für Grundbehandlungsabläufe, z. B. für Myopie und Hyperopie, ty pischerweise nicht wesentlich, und selbst für geringfügige Behandlungen von Astigmatismus, jedoch für Defekte höherer Ordnung, z. B. ungleichmäßiger Astigmatismus, Blendung, Halo, und ähnliche, können die Vorteile der hochpräzisen Behand lung jedoch verloren gehen, wenn kein präziser Abgleich mit der optimalen räumlichen Behandlungsposition erhalten und beibehalten wird. Die erfindungsgemäßen Techniken können ei nen solchen Ausrichtungs- oder Abgleichverlust reduzieren. Bezüglich der Irisanpassung und -ausrichtung selbst können verschiedene Techniken verwendet werden, entweder un ter Verwendung realer Bilder der Iris oder von Digitaldar stellungen verschiedener Merkmale der Iris. Diese Techniken wurden in auf eindeutigen Merkmalen einer Iris basierenden Erkennungssystemen verwendet, wie z. B. im US-Patent Nr. 5572596 von Wildes et al., erteilt am 5. November 1996 mit dem Titel "Automated, Non-Invasive Iris Recognition System and Method", zugewiesen für David Sarnoff Research Center, Inc., Princeton, New Jersey, und im US-Patent Nr. 4641349 von Flom et al., erteilt am 3. Februar 1987 mit dem Titel "Iris Recognition System", beschrieben ist, auf die beide hierin durch Verweis Bezug genommen wird. Im erstgenannten dieser Patente wird eine Skalierung, Rotation und Translati on beschrieben; im letztgenannten dieser Patente werden ver schiedene Merkmale diskutiert, die verwendbar sind, um eine Iris eindeutig abzugleichen und zu identifizieren, und wird auch diskutiert, daß ein Steuermechanismus verwendet werden kann, um die Position der Iris bezüglich der Kamera einzu stellen. Bei einer Ausführungsform der vorliegenden Erfin dung kann zusätzlich eine ähnliche Technik verwendet werden, um das Lasersystem 106 auszurichten. Ähnlicherweise wird im US-Patent Nr. 5291560 von Daugman, erteilt am 1. März 1994 mit dem Titel "Biometric Personal Identification System Ba sed on Iris Analysis", zugewiesen für Iri Scan, Inc., Mount Laurel, New Jersey, auf das ebenfalls hierin durch Verweis Bezug genommen wird, der durch die Iris bereitgestellte "op tische Fingerabdruck" diskutiert. Die Muster- und Merkmalan passungs- oder -abgleichtechniken dieser Patente und andere bekannte Verfahren werden anstatt für strikte Identifizie rungszwecke für Abgleich- oder Ausrichtungszwecke verwendet.

Alternativ oder zusätzlich kann die Kamera 154 des La sersystems 106 ein Bild der Iris I empfangen, das dann auf einem Bildschirm dargestellt wird. Die Irisbilddaten 148 können dann überlagert werden, um einem Arzt, einem Techni ker oder anderem medizinischem Fachpersonal zu ermöglichen, das Lasersystem 106 manuell ein- oder auszurichten oder das Ziel des Systems 106 manuell zu verifizieren.

Fig. 4 zeigt die Iris I des Auges E detaillierter, um darzustellen, wie bestimmte Merkmale verwendet werden kön nen, um das Auge E des Patienten einer Behandlung mit seinem oder ihrem zuvor gespeicherten Iris(I)-bild anzupassen. Beispielsweise kann ein Satz von Punkten 200, die allgemein kreisförmige Merkmale, z. B. kleine Kragen, definieren, als als Deskriptoren verwendet werden, genauso wie Rillen 202 oder radiale Furchen 204. Andere verwendbare Merkmale sind allgemein in dem vorstehend erwähnten US-Patent Nr. 4641349 von Flom beschrieben, die Pigmentpunkte, Gruben, atrophische Bereiche, Tumore und kongenitale Filamente oder Fasern auf weisen. Ähnlicherweise kann auch die Pupille zum Irisab gleich z. B. als Mittelbezugspunkt verwendet werden, von dem ausgehend dann Irismerkmale die Drehposition des Auges defi nieren. Es können z. B. in Abhängigkeit von der Komplexität der anzuwendenden Behandlung weniger oder mehr Merkmale ver wendet werden. Wenn die Behandlung rotationssymmetrisch ist, z. B. eine Behandlung für reine Myopie oder Hyperopie, hat ein Drehversatz keine Konsequenzen, so daß der Mittelpunkt bezüglich der Pupille lokalisiert sein kann. Bei einer grö ßeren Komplexität der Behandlung können jedoch detaillierte re Merkmale für einen präziseren Abgleich des Auges E vor der Behandlung verwendet werden. Alternativ können dem Auge E künstliche Merkmale für die Positionsbestimmung aufgeprägt werden, einschließlich des Irisbereichs. Beispielsweise kön nen auf dem Auge E drei Lasermarkierungen erzeugt werden, wenn die Behandlung ausgeführt werden soll, bevor die Laser markierungen heilen würden. Dann können die Diagnoseschritte ausgeführt werden, und die Behandlung kann unmittelbar da nach folgen. Außerdem können neben der Iris I andere kenn zeichnende Abschnitte der sichtbaren Oberfläche des Auges verwendet werden. In allen diesen Techniken werden Merkmale des sichtbaren Abschnitts des Auges E zum Abgleich zwischen dem Diagnosesystem, der entwickelten Behandlung und der auf das Auge E angewendeten tatsächlichen Behandlung verwendet.

Fig. 5 zeigt verschiedene Einstellungen, die basierend auf dem durch das Lasersystem 106 empfangenen realen Bild der Iris I vorgenommen werden können. Gemäß Fig. 2C wird die erzeugte Behandlung 144 als gewünschtes Behandlungspro fil 146 zum Steuern des Lasersystems 106 bereitgestellt. Die entsprechenden Referenzirisbilddaten 148 von den Diagnose werkzeugen werden zum Abgleichen des Behandlungsmusters 146 mit dem Auge E des Patienten verwendet. Das Irisbild 206 wird durch die Pupillenkamera 154 des Lasersystems 106 be reitgestellt und dem Steuerungssystem 156 zugeführt. Das Steuerungssystem 156 vergleicht das Bild 148 oder die von diesem Bild hergeleiteten Deskriptoren mit dem Irisbild 206. Basierend auf dem Vergleich werden verschiedene Skalierungs funktionen auf die gewünschte Behandlung 146 angewendet. Beispielsweise kann basierend auf der Gesamtgröße des realen Irisbildes 206 bestimmt werden, daß der Maßstab der Behand lung aufgrund verschiedener Brennweiten der Diagnosewerkzeu ge 100 oder 102 und des Lasersystems 106 reduziert werden sollte. Eine solche Skalierung 208 wird berechnet und ange wendet, wodurch eine skalierte Behandlung 210 erhalten wird. Dann kann bestimmt werden, daß die nun skalierte, gewünschte Behandlung 210 sowohl einer Translation als auch einer Rota tion unterzogen werden muß, wie durch eine Translations- und eine Rotationsfunktion 212 dargestellt. Dies wird auf die skalierte gewünschte Behandlung 210 angewendet, wodurch die reale Behandlung 214 erhalten wird. Diese Daten werden dann durch das Lasersystem 106 verwendet, um die tatsächliche Be handlung auszuführen.

Alternativ kann, wenn das Steuerungssystem 156 eine ausreichende Rechenleistung aufweist, jeder Schuß (d. h. La serimpuls) geeignet gedreht und translatiert oder parallel verschoben werden. Dies kann wünschenswert sein, wenn bei spielsweise das Auge E während der Behandlung einen größeren dynamischen Rotations- und Bewegungsgrad aufweist. Dann kann das Irisbild 206 nachgeführt werden, und die in Fig. 5 dar gestellten Skalierungsfunktionen 208 und 212 können auf je den Schuß oder jeder Schußfolge im gewünschten Behandlungs muster 146 dynamisch angewendet werden. Auf diese Weise kann die Bewegung des Auges E schußweise angepaßt werden. Diese Technik kann mit der in der PCT/EP95/01287 beschriebenen La serziel- oder -ausrichtungtechnik kombiniert werden, so daß die exakte Plazierung jedes Schusses oder jeder Schußfolge bezüglich des Irisbildes 206 bestimmt wird, bevor der Schuß oder die Schüsse ausgeführt werden.

Daher kann in Ausführungsformen der Erfindung ein be liebiges einer Vielfalt von Diagnoseinstrumenten mit einer Kameraoder einem anderen Bildaufnahmegerät ausgerüstet wer den, das ein Bild der Pupille, der Iris oder eines anderen charakteristischen Merkmals des Äußeren des Auges erfaßt und diesem Bild entsprechende Daten überträgt. Dann wird, wenn eine refraktive Behandlung, z. B. eine Excimerlaserbehandlung in einem LASIK-System, ausgeführt wird, das gespeicherte Bild (oder seine charakteristischen Komponenten) mit dem realen Bild der Pupille, der Iris oder des Auges verglichen, um den Laser auszurichten, so daß die Behandlung gemäß der Berechnung präzise ausgeführt wird.

Patienten- und Augenvalidation

Als zusätzlicher Vorteil kann, wenn der Patient liegt und das Bild der Iris I (Fig. 2C und 4) erfaßt wird, der Irisabgleichalgorithmus nicht nur die Translation, Skalie rung, Rotation und Neigung bestimmen, um einen Abgleich mit dem realen Irisbild 206 zu erhalten, sondern auch das zu operierende Auge E validieren. Dieser Irisabgleichalgorith mus dient daher als Sicherheitsmechanismus zum Gewährlei sten, daß eine spezifische Laserbehandlung tatsächlich die geeignete Behandlung für diesen Patienten und nicht für ei nen anderen Patienten ist. Ähnlicherweise dient er als Si cherheitsmechanismus zum Gewährleisten, daß das geeignete Auge E operiert wird, da auch zwei Iris eines einzigen Pati enten verschiedene Beschreibungsmerkmale aufweisen. Diese Sicherheitsmechanismen sind besonders geeignet in verteilten Systemen, in denen die Diagnoseinformationen an einer ersten Stelle erfaßt werden und die Behandlung an einer zweiten Stelle entwickelt und anschließend an einer dritten Stelle angewendet wird. Das System kann eine Warnung erzeugen, wenn die Irismerkmale nicht abgeglichen werden können.

Ähnlich wie die Ausrichtung oder der Abgleich des La sersystems 106 kann die Validation unter Verwendung einer Sichtanzeige, auf der die Irisbilddaten 148 dem Irisbild von der Kamera 154 überlagert sind, automatisch oder manuell er folgen.

Wellenfrontsensor

Fig. 6 zeigt ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsen sors 300 (Aberrometer™), der eine bevorzugte Implementierung des Wellenfrontsensors 102 von Fig. 2A ist. Der Wellen frontsensor 300 arbeitet ähnlich wie der Wellenfrontsensor von Williams, er weist jedoch bestimmte Merkmale auf, die ihn besonders geeignet machen zum Empfangen von Irisdaten und zum Scharfstellen des Fokus von Lichtflecken auf einem Sensor, der zum Bestimmen der Wellenfrontaberrationen des Auges verwendet wird. Allgemein fokussiert der Wellenfront sensor 300 Licht (typischerweise eines Lasers) auf die Netz haut eines Auges oder scannt Licht über die Netzhaut und analysiert dann das durch die Linse und die Hornhautoptik des Auges zurückkehrende (z. B. von der Netzhaut zurückge streute) und auf eine Linsenanordnung abgebildete und durch sie fokussierte Licht. Basierend auf optischen Aberrationen in den optischen Komponenten des Auges entwickelt das System eine Gesamtwellenfrontaberrationsanalyse basierend auf dem zurückkehrenden Licht. Im allgemeinen werden, um die Analyse auszuführen, aus dem zurückkehrenden Licht durch eine Lin senkamera virtuelle Bilder auf einem Sensor der Linsenkamera erzeugt. Jede kleine Linse der Linsenanordnung tastet die zurückkehrende Bildwellenfront an der Linsenanordnung ab und "sieht" effektiv den Laserlichtfleck auf der Netzhaut des Auges. Aus dieser Analyse entwickelt der Wellenfrontsensor 102 eine Wellenfrontaberrationskarte, um darzustellen, wel che Korrekturen der optischen Komponenten des Auges erfor derlich sind, durch die Normalsichtigkeit (Emmetropie) oder nahezu Normalsichtigkeit erhalten wird.

Um das Auge E des Patienten geeignet auszurichten, kön nen zwei in Fig. 6 dargestellte 660-nm-Laserdioden 302 un ter Winkeln zum Auge E ausgerichtet werden. Wenn Lichtflec ken auf dem Auge E des Patienten E von den Laserdioden 302 durch geeignetes Ausrichten der Wellenfrontsensoren 300 (oder 102), der Ausgangsstrahlen der Laserdioden 302 (oder der optischen Elemente zum Ausrichten dieser Strahlen), des Patienten, oder durch andere Faktoren, zu einem einzigen Lichtfleck vereinigt werden, ist das Auge E im oder etwa im präzisen Brennpunktabstand vom Wellenfrontsensor 300 (oder 102) angeordnet. Alternativ kann das Auge E des Patienten durch einen Arzt, einen Techniker oder anderes medizinisches Fachpersonal durch visuelles Betrachten eines Irisbildes des Auges E geeignet ausgerichtet werden, um den korrekten Brennpunktabstand vom Wellenfrontsensor 300 zu finden und die Gesamtbelichtung des Auges E zu reduzieren. In diesem Fall sind die Laserdioden 302 nicht erforderlich. Durch eine Lichtquelle oder eine Augenbeleuchtung 304 wird Licht für eine nachstehend beschriebene Pupillenkamera 328 bereitge stellt.

Wenn das Auge E einmal geeignet ausgerichtet ist, emp fängt es Licht von einer Lichtquelle 306 (z. B. von einer La serdiode, wie beispielsweise eine 780-nm-Laserdiode) entlang eines optischen Weges zum Auge E. Vorzugsweise weist die La serdiode 306 mehr als eine einstellbare Ausgangsleistung auf (d. h. sie arbeitet in Zwei- oder Mehrleistungsmodi), eine niedrigere Leistung für die Ausrichtung und die Anfangsfo kussierung und mindestens eine höhere Leistung zum Erzeugen eines aus mehreren Lichtflecken bestehenden oder Mehrpunkt bildes in einem Sensor (z. B. einer Linsenkamera) 312, wie nachstehend beschrieben wird. Beispielsweise sind typische niedrigere und höhere Leistungen 0,5 µW bzw. 30 µW. Diese Leistungswerte sind abhängig von mehreren Faktoren, z. B. da von, wie lange die Laserdiode 306 bei einer höheren Leistung betrieben werden soll.

Ein Teil des Strahls von der Laserdiode 306 wird zu nächst von einem Strahlenteiler 308 (z. B. mit einem Licht durchlaßgrad von 80% und einem Reflexionsvermögen von 20%) reflektiert. Der reflektierte Strahl durchläuft einen Pola risationsstrahlenteiler 310, der den Rauschabstand (bzw. die Signalintensität) des von der Netzhaut des Auges zurückge streuten Lichts verbessert, das schließlich durch die Lin senkamera 312 erfaßt wird, wie nachstehend diskutiert wird. Der Strahlenteiler 310 polarisiert das von der Laserdiode 306 empfangene Licht und läßt im allgemeinen Licht durch, das entlang einer Richtung linear polarisiert ist und re flektriert Licht, das in dieser Richtung nicht polarisiert ist. Das polarisierte Licht durchläuft dann ein hin- und hergehend oder teleskopartig bewegliches Prisma 314 (ähnlich wie die Teleskoptik 124 in Fig. 2A), wie nachstehend in Verbindung mit den Fig. 8A und 8B diskutiert wird, das verwendet wird, um den Fokus des Lichts von der Laserdiode 306 auf die Netzhaut des Auges E einzustellen, wobei an die sem Punkt von der Netzhaut auf die Linsenanordnung zurückge streutes Licht korrekt oder nahezu korrekt fokussiert sein wird. Das Licht vom teleskopartig beweglichen Prisma 314 wird von einem Spiegel 316 reflektiert, durchläuft einen Strahlenteiler 318 (z. B. mit einem Reflexionsvermögen von 20% und einem Lichtdurchlaßgrad von 80%) und dann ein λ/4- Plättchen oder Wellenplättchen 320. Das λ/4-Plättchen 320 ist so ausgerichtet, daß aus dem linear polarisierten Licht im wesentlichen zirkular polarisiertes Licht erzeugt wird. Die Bedeutung davon wird in der nachstehenden Diskussion des vom Auge E zum Polarisationsstrahlenteiler 310 zurückge streuten Lichts ("zurückkehrenden Lichts") ersichtlich.

Nachdem das Licht das λ/4-Plättchen 320 durchlaufen hat, wird es auf die Netzhaut des Auges E fokussiert. Das Licht wird von der Netzhaut zurückgestreut oder reflektiert, und der zurückgestreute Lichtfleck auf der Netzhaut läuft dann durch die optischen Komponenten des Auges, z. B. die Linse und die Hornhaut, zurück. Auf dem Rückweg wird das zirkular polarisierte Licht durch das λ/4-Plättchen 320 er neut retardiert, um Licht zu erhalten, das bezüglich des an kommenden linear polarisierten Lichts, das auf dem ersten Durchgang durch das λ/4-Plättchen 320 erzeugt wird, wie vor stehend diskutiert, senkrecht linear polarisiert ist. Ein Teil des senkrecht polarisierten Lichts durchläuft dann den Strahlenteiler 318, wird vom Spiegel 316 reflektiert, läuft durch das Prisma 314 zurück und kehrt dann zum Polarisati onsstrahlenteiler 310 zurück. An diesem Punkt ist das Licht vollständig oder zum größten Teil senkrecht polarisiert, so daß es im wesentlichen durch den Polarisationsstrahlenteiler 310 reflektriert wird und dann durch einen Spiegel 322 in eine Linsenabbildungskamera 312 reflektiert wird. Um einen Teil des zurückkehrenden Lichts in eine Abgleichkamera 323 zu leiten, wie weiter unten diskutiert wird, kann das λ/4- Plättchen 320 bezüglich seiner optimalen Ausrichtung geneigt und/oder gedreht werden (z. B. um etwa 5 Grad gedreht wer den). Bei dieser Implementierung wäre das durch die Ab gleichkamera 320 empfangene Licht im wesentlichen senkrecht zum zurückkehrenden Licht polarisiert. Innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung sind auch von einer Neigung und Drehung des λ/4-Plättchens bezüglich seiner optimalen Aus richtung verschiedene Verfahren zum Zuführen des zurückkeh renden Lichts zur Abgleichkamera 323 denkbar, einschließlich Änderungen des optischen Weges und optischer Komponenten des Wellenfrontsensors 300 (oder 102). Beispielsweise könnte der Spiegel 322 stattdessen eine Vorrichtung mit steuerbarem Lichtdurchlaßgrad und Reflexionsvermögen sein, z. B. eine Flüssigkristallvorrichtung, und die Abgleichkamera und jeg liche optischen Fokussierungselemente können so positioniert werden, daß sie einen Teil des durch die steuerbare Vorrich tung durchgelassenen Lichts durchlassen. Bei einer solchen Implementierung wäre der Strahlenteiler 308 unnötig, und das durch die steuerbare Vorrichtung empfangene Licht würde im wesentlichen die gleiche Polarisation aufweisen wie das zu rückkehrende Licht oder eine parallele Polarisation.

Die Linsenkamera 312 ist vorzugsweise eine Ladungsspei cherbaustein(CCD)-kamera, z. B. eine Kamera des Typs TM- 9701, hergestellt durch Pulnix, mit einer Anordnung aus kleinen Linsen 324, obwohl andersartige Kameras und der Lin senanordnung 324 analoge, andere optische Scan- oder Ab tastkomponenten verwendet werden könnten (einschließlich von einer Kamera getrennte optische Elemente). Die Linsenanord nung 324 erzeugt virtuelle Bilder auf dem Lichterfassungs element (z. B. CCD-Anordnung) der Linsenkamera 312 aus dem vom Spiegel 322 reflektierten, zurückkehrenden Licht. Das λ/4-Plättchen 320 kann dazu beitragen, den Anteil des uner wünschten zurückgestreuten oder Streulichts zu reduzieren, um die Signalintensität oder den Kontrast der virtuellen Bilder zu verbessern. Die Linsenanordnung 324 fokussiert Tei le des Lichts, das anfangs die optischen Komponenten des Au ges E durchlaufen hat, so daß die refraktiven Wellenfront aberrationseffekte des Auges E, ähnlich wie von Williams be schrieben, bestimmt werden können. Diesbezüglich können, wenn die Wellenfrontaberrationen und damit der Phasenfehler des Auges E einmal bestimmt worden sind, diese in ein erfor derliches Ablationsprofil transformiert werden, um unter ge eignetem Bezug auf Parameter des Auges E (z. B. auf die Bre chungsindizes der Komponenten des Auges E und/oder andere Parameter) Hornhautgewebe zu entfernen und Sehfehler zu kor rigieren oder zu verbessern. Es können Markierungen auf dem Auge E verwendet werden, um die Ausrichtung des Auges E wäh rend der Erfassung der Wellenfrontsensordaten zu unterstüt zen.

Vorzugsweise ist die Linsenanordnung 324 eine Anordnung aus etwa 25 × 25 kleinen Linsen mit einer Fläche von jeweils 600 µm², z. B. das Modell 0600-40-S, hergestellt durch Adap tive Optics Associates, Incorporated. Die kleinen Linsen sind kleiner als die im vorstehend erwähnten US-Patent Nr. 5777719 beschriebenen und in anderen Systemen verwendeten Linsen, was durch die größere Lichtintensität des der Lin senkamera 312 zugeführten Lichts ermöglicht wird, die durch Komponenten des nachstehend zu diskutierenden Wellenfront sensors 300 erhalten wird. Der optische Weg des in Fig. 6 dargestellten Wellenfrontsensors 300 kann auch Linsen 326 (z. B. vier Linsen) und Blenden oder Öffnungen 327 aufweisen (um Änderungen der Strahlgröße zu ermöglichen), die für die Ausleuchtungs-, Abbildungs- und Fokussierungsoptik typisch sind und auch andere mögliche optische Elemente darstellen können, die zur Verdeutlichung weggelassen sind. Beispiels weise kann bei einer Ausführungsform der Erfindung die Brennweite einer oder beider Linsen 326 in der Nähe des te leskopartig beweglichen Prismas 314 geändert, möglicherweise verkürzt, werden, um eine kleinere Breite des in die Linsen anordnung 324 eintretenden Strahls zu ermöglichen. Bei einer anderen Ausführungsform kann der durch den Wellenfrontsensor 300 (oder 102) mögliche Dioptrienmeßbereich beispielsweise durch geeignete Auswahl der Linse 326 vor dem Laser 306 ge ändert werden, um eine Anpassung an die natürliche schlechte Sehkraftverteilung in der allgemeinen oder in einer ausge wählten Population von Patienten zu erhalten. Ein Verfahren, um dies zu erreichen, besteht darin, die Linse 326 (z. B. ei ne Linse mit 5 Dioptrien) vor der Laserdiode 306 so anzuord nen, daß der Laserstrahl nicht mehr parallel verläuft. Da durch wird ein bestimmter Dioptrienversatz bereitgestellt, der verwendet werden kann, um das Auge des Patienten durch den Wellenfrontsensor 300 (oder 102) zu prüfen. In einem nicht einschränkenden Beispiel kann der Dioptrienbereich, wie für Fachleute ersichtlich, von einem symmetrischen Be reich von -8 bis +8 Dioptrien mit einer symmetrischen Struk tur zu einem asymmetrischen Bereich von -13 bis +3 Dioptrien mit einer asymmetrischen Struktur modifiziert werden. Dies kann ohne Änderung der Größe des teleskopartig beweglichen Fokussierungsprismas 314 (oder einer anderen Abgleichvor richtung) und/oder von Parametern der optischen Elemente er reicht werden.

In der Darstellung empfängt eine Pupillenkamera 328 z. B. 20% des vom Strahlenteiler 318 reflektierten Lichts.

Die Pupillenkamera 328 erzeugt vorzugsweise die Irisbildda ten 132 für das Irisbild 136 durch ein Steuerungssystem (nicht dargestellt), das dem vorstehend in Verbindung mit den Fig. 2A, 2B und 2C diskutierten Steuerungssystem 156 gleich oder ähnlich ist. Für einen Vergleich werden Daten von der Linsenkamera 312 verarbeitet und als Aberrationsda ten 130 bereitgestellt, wie in den Fig. 2A und 28 darge stellt.

Die Pupillenkamera 328 ist im optischen Weg zwischen dem Auge E und dem teleskopartig beweglichen Fokussie rungsprisma 314 angeordnet, so daß die Pupillenkamera 328 unabhängig von Änderungen der Brennweite des Rests des Sy stems zum Fokussieren auf die Netzhaut auf die Pupille und die Iris des Auges E fokussieren kann. Daher kann die Pupil lenkamera 328 unabhängig von der Tiefe des Auges E und dem entsprechenden Abstand von der Netzhaut zur Iris ein klares Bild der Oberfläche des Auges E erzeugen.

Fokusabgleichkamera

Der Wellenfrontsensor 300 weist außerdem die Abgleich kamera 323 auf, die ein Bild des zurückgestreuten Licht flecks auf der Netzhaut des Auges E von einem Strahlenteiler 332 (z. B. mit einem Reflexionsvermögen von 50% und einem Lichtdurchlaßgrad von 50%) empfängt. Die Abgleichkamera 323 ist im Weg der optischen Elemente angeordnet, die Licht auf die Netzhaut des Auges E fokussieren, und ist unabhängig von der Linsenkamera 312. Die Abgleichkamera 323 ermöglicht eine präzise Bestimmung, wann der von der Laserdiode 306 auf die Netzhaut auftreffende Lichtfleck sich im oder etwa im Fokus befindet, und unterstützt daher die Bestimmung, wann das von der Netzhaut zurückgestreute Licht sich im oder etwa im Fo kus der Linsenkamera 312 befindet. Durch die Abgleichkamera 323 kann der Lichtfleck auf der Netzhaut gesehen werden, der die Quelle für die Schwerpunktsignale ist (wie bei Wil liams), und automatisch untersucht werden, wenn er sich im schärfsten Fokus befindet, um eine möglichst scharfe Fokus sierung der virtuellen Bilder auf der Linsenkamera 312 zu ermöglichen. In herkömmlichen Systemen wurde keine Abgleich kamera verwendet. Solche Systeme würden lediglich die Lin senkamera verwenden, um die Fokussierung des Lichts auf eine Netzhaut und des zurückgestreuten Lichts auf die Linsenkame ra zu unterstützen. Das Problem bei diesem Verfahren ist, daß der durch eine einzelne kleine Linse einer Linsenanord nung aus n kleinen Linsen abgetastete Teil der Wellenfront einzelne Lichtflecke oder Punkte auf dem Kamerasensor mit höchstens etwa 1/n der Gesamtenergie (oder -leistung) des zurückkehrenden zurückgestreuten Lichts unmittelbar vor Ein tritt in die Linsenkamera erzeugt. Dadurch wurde die Netz haut (oder das Auge) unnötigerweise einer hohen Lichtenergie (oder -leistung) ausgesetzt. Wie für Fachleute erkennbar ist, kann durch die vorliegende Erfindung die Gesamtbelich tung der Netzhaut (oder des Auges) im Vergleich zu diesen herkömmlichen Systemen reduziert werden, weil die an der Ab gleichkamera 323 empfangene Lichtenergie (oder -leistung) nur etwa der Lichtenergie (oder -leistung) entsprechen muß, die an einer einzelnen kleinen Linse der Linsenanordnung empfangen wird. Die Abgleichkamera 323 wird verwendet, um die Fokussierung des Lichts von der Laserdiode 306 auf die Netzhaut direkt zu beobachten, während die Laserdiode 306 in ihrem niedrigeren Leistungsmodus betrieben wird. Die Ab gleichkamera 323 unterstützt daher eine möglichst scharfe Fokusierung von virtuellen Bildern auf der Linsenkamera 312, während die Laserdiode 306 in ihrem niedrigeren Leistungsmo dus betrieben wird. Dadurch können die Lichtdurchlaßgrade des Polarisierungsstrahlenteilers 310 und des Strahlentei lers 308, das Reflexionsvermögen des Strahlenteilers 332 und jegliche Neigung oder Drehung des λ/4-Plättchens 320 bezüg lich seiner optimalen Ausrichtung berücksichtigt werden, um zu ermöglichen, daß ein Teil des zurückkehrenden Lichts zur Abgleichkamera 323 zurückgeführt wird.

Wie vorstehend diskutiert, wird die Abgleichkamera 323 verwendet, um zu gewährleisten, daß der Lichtfleck auf der Netzhaut so scharf wie möglich ist. D. h., daß die korrekten Einstellungen des Teleskopmechanismus des Prismas 314 (oder 314', wie nachstehend unter Bezug auf die Fig. 8B und 8C) diskutiert wird) sowie die Ausrichtung des Patienten geprüft werden. Basierend auf diesen Einstellungen und der Ausrich tung kann ein Signal erzeugt werden (z. B. von der Abgleich kamera oder von einem Steuerungssystem, z. B. vom Steuerungs system 156 in Fig. 2C), um eine manuelle Prüfung der Meß werte eines Patienten zu veranlassen oder die Patientenver messung oder -untersuchung automatisch zu starten. Solche Funktionen ermöglichen auch, daß nur für die Zeitdauer der Messungen oder Untersuchung und nicht während der vorstehend diskutierten Fokussierungs- und Abgleichperiode der Linsen kamera 312 eine erhöhte Lichtintensität zugeführt wird.

Im niedrigeren Leistungsmodus wird die Laserdiode 306 auf eine Leistung eingestellt, die niedrig genug ist, um ei ne Schädigung der Netzhaut des Auges E zu verhindern, z. B. auf 0,5 µW. Die Verwendung der Abgleichkamera 323 im Steue rungssystem zum Unterstützen der Fokussierung der Laserdiode 306 auf die Netzhaut kann auf mehrere Weisen erfolgen. Bei spielsweise kann die Lichtfleckgröße auf der Netzhaut mini miert werden, oder die Intensität des Lichtflecks auf der Netzhaut kann maximiert werden, indem die Position des tele skopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314', wie in Verbin dung mit den Fig. 8B und 8C diskutiert) im optischen Weg des Wellenfrontsensors 102 (und 300) eingestellt wird, bis der Lichtfleck so klein wie möglich ist. Durch die Position des teleskopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314') wird eine "Grund- oder Referenzlinie" des Myopie- oder Hyperopie grades der Dioptrienkorrektur festgelegt, die erforderlich ist, um refraktive optische Aberrationsmerkmale niedrigerer Ordnung des Auges E anfangs zu korrigieren. Es ist nützlich, sicherzustellen, daß die Laser 302 unter einem Winkel zur Laserdiode 306 ausgerichtet sind, durch den eine Überlappung ihrer jeweiligen Lichtflecke auf der Netzhaut erhalten wird (oder durch andere Verfahren, z. B. eine manuelle oder durch visuelle Untersuchung erhaltene Ausrichtung des Auges des Patienten) in Verbindung mit der Einstellung der Position des teleskopartig beweglichen Prismas 314 (oder 314'), wäh rend der Grund- oder Referenzlinienpegel des Myopie- oder Hyperopiefehlers oder der Myopie- oder Hyperopiekorrektur bestimmt wird.

Wenn die Fokussierung einmal erreicht ist, wird die La serdiode 306 für eine sehr kurze Zeitdauer auf einen höheren Leistungsmodus eingestellt. Beispielsweise kann eine Lei stung von 30 µW bei einer Lichtfleckgröße von 10-20 µm auf der Netzhaut für eine Zeitdauer von 400 ms verwendet werden. Obwohl die Netzhaut durch eine höhere Intensität geschädigt werden könnte, wenn sie für eine längere Zeitdauer (z. B. mehr als 100 s) aufrechterhalten würde, ist ein solcher kur zer Impuls harmlos. Durch den kurzen Impuls wird jedoch die Intensität der einzelnen Lichtflecke auf dem Sensor der Lin senkamera 312 wesentlich erhöht, so daß durch die Kombinati on aus der Mehrleistungslaserdiode 306, der Abgleichkamera 323, der Linsenanordnung 342 und der Linsenkamera 312 eine höhere Signalintensität oder Linsenbilder mit höherem Kon trast durch die Linsenkamera 312 erhalten werden als in an deren Systemen. Der höhere Leistungsmodus der Laserdiode 306 ermöglicht im Vergleich zu anderen Systemen die Verwendung einzelner kleiner Linsen mit kleinerer Querschnittsfläche in der Linsenanordnung 324.

Fixationsziel

Der Wellenfrontsensor 300 (und 102) verwendet auch ein Bild, das als Fixationsziel 334 verwendet wird, wie in Fig. 6 dargestellt. Das Fixationsziel 334 wird durch eine Licht quelle 336 beleuchtet und ermöglicht es einem Patienten, sein Auge darauf zu fixieren und zu fokussieren, während die Abgleichkamera 323 durch das Prisma 314 auf die Netzhaut fo kussiert ist. Das Fixationsziel 334 ist nützlich, wenn die virtuellen Bilder von der Linsenanordnung 324 durch Einstel len des teleskopartig beweglichen Prismas 314 auf den Sensor der Linsenkamera 312 fokussiert werden. Durch das System wird vorteilhaft ein Bild für das Fixationsziel 334 bereit gestellt, wobei ein nicht einschränkendes Beispiel eines Fi xationsziels das in Fig. 7 dargestellte Segelboot auf Was ser ist, und nicht nur einfach ein Fixationspunkt. Das Fixa tionsziel 334 vermittelt dem Auge E und dem Gehirn des Pati enten ein bildähnliches oder reales Bild oder eine Szene - tatsächlich wird durch das Auge E ein Objekt oder eine Szene betrachtet - auf das/die fokussiert werden soll. Die Fokus sierung des Auges E mit Hilfe eines realen Bildes ist typi scherweise einfacher als die Fokussierung auf einen Punkt. Das Bild des Fixationsziels ermöglicht es dem Auge E auf Un endlich zu fokussieren, so als ob das Bild weit entfernt wä re, wodurch die Effekte der Akkomodation oder Drehung des Auges E eliminiert oder reduziert werden können, wenn die virtuellen Bilder fokussiert werden, oder wenn die Wellen frontsensordaten erfaßt werden. D. h., das Bild des Fixati onsziels verhindert oder trägt dazu bei, in einem gewissen Umfang zu verhindern, daß das Auge auf weniger als Unendlich fokussiert.

Das Fixationsziel zwingt das Auge E, seine "normale" Drehposition zu drehen, wodurch Drehfehler in der Diagnosea nalyse minimiert werden. Daher kann durch das Fixationsziel 334 ein Drehbezugsrahmen bezüglich des Auges E definiert werden. Ein asymmetrisches Bild, z. B. das Segelboot von Fig. 7, das bei einem auf Unendlich eingestellten Fokus des Auges E betrachtet werden kann, ist bevorzugt, weil es dazu beiträgt, daß das Auge E auch bei einer leichten Kopfbewe gung die normale oder eine vorgegebene Drehposition bezüg lich des Fixationsziels 334 beibehält. Das Fixationsziel 334 kann außerdem verwendet werden, um die Drehposition des Au ges E in Verbindung mit der Erkennung, Lokalisierung und Ausrichtung einer. Iris des Auges E einzustellen, wie vorste hend diskutiert wurde. Ein ähnliches Bild kann erfindungsge mäß in anderen Komponenten verwendet werden, sowohl bei der Diagnose als auch bei der Behandlung, um Akkomodations- oder Drehfehler zu eliminieren oder zu reduzieren.

Für Fachleute ist anhand der vorliegenden Beschreibung erkennbar, daß verschiedenartige Komponenten verwendet wer den können, um im Wellenfrontsensor 300 (oder 102) verwende te Komponenten zu ersetzen, und daß verschiedenartige opti sche Konfigurationen möglich sind, um andere Ausführungsfor men der Erfindung zu bilden. Beispielsweise kann die Laser diode 306 durch eine hochintensive, kollimierte Lichtquelle oder durch mehrere Lichtquellen, z. B. eine Niedrig- und eine Hochleistungslichtquelle, ersetzt werden. Die Abgleichkamera 323 kann im Weg des Spiegels 322 angeordnet werden, und die Linsenanordnung 324 der Linsenkamera 312 kann nach Wunsch oder konstruktionsgemäß mehr oder weniger kleine Linsen auf weisen. Außerdem ist für Fachleute erkennbar, daß alle diese Komponenten im allgemeinen durch ein Steuerungssystem, z. B. einen Mikrocomputer, gesteuert werden. Innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung ist eine breite Vielfalt anderer Konfigurationen möglich.

Fokussierprisma

Fig. 8A zeigt eine Ausführungsform des Prismas 314 von Fig. 6 als Doppelprismaanordnung mit einem ersten Prisma 350 und einem zweiten Prisma 352. Wie durch einen Licht strahl 354 dargestellt, reflektiert das erste Prisma 350 den Strahl 354 nacheinander von zwei Flächen 356 und 358, so daß der erhaltene Strahl 360 parallel oder etwa parallel zur Richtung des Ursprungs des Strahls 354 läuft. Der Strahl 360 trifft auf das zweite Prisma 352 auf, das den Strahl 360 nacheinander von zwei Flächen 362 und 364 reflektiert, wo durch ein zurücklaufender Strahl 366 erhalten wird. Der zu rücklaufende Strahl 366 wird nacheinander von den Flächen 358 und 356 reflektiert, wodurch ein Strahl 368 erhalten wird, der parallel oder etwa parallel zur Richtung des Ur sprungs des Strahls 354 läuft. Ein besonders vorteilhafter Aspekt dieser Konfiguration ist, daß der parallele oder un gefähr parallele Rückweg des Strahls 368 unabhängig von dem Winkel erhalten wird, unter dem der Strahl 354 in das Prisma 314 eintritt. Dies ist der Fall, weil die Flächen 356 und 358 den vertikalen Ablenkwinkel des ankommenden Strahls 354 beibehalten und die Flächen 362 und 364 den horizontalen Ab lenkwinkel beibehalten. Obwohl das Fokussierprisma 314 dazu geeignet ist, den Strahl von der Laserdiode 306 dem Auge E zuzuführen, ist es insbesondere auf dem Rückweg nützlich, weil das vom Auge E zurückgestreute Licht nicht wie der auf das Auge E auftreffende Strahl der Laserdiode 306 kollimiert ist. Weil das Prisma 314 das vom Auge E zurückgestreute Licht (das schließlich durch die Linsenanordnung 324 abgeta stet wird) auf einem senkrechten Weg zurückführt, wird da durch die Fehlerwahrscheinlichkeit innerhalb der Linsenkame ra 312 reduziert.

Fig. 8B zeigt eine andere teleskopartig bewegliche oder Teleskopoptik 314' die der Teleskopoptik 124 von Fig. 2A ähnlich ist), die erfindungsgemäß für das Prisma 314 in Fig. 6 verwendbar ist. Die Optik 314' weist zwei beabstan dete Prismen 370 und 372 auf. Die Prismen 370 und 372 bilden ein gefaltetes optisches System, das sowohl das von der La serdiode 306 zum Auge E hin laufende Licht als auch das zur Linsenanordnung 324 und zur Linsenkamera 312 hin laufende, von der Netzhaut des Auges E zurückgestreute Licht ähnlich wie durch die Oberflächenreflexionen durch das in Fig. 8A dargestellte Prisma 314 sechsmal reflektiert. Die sechs Re flexionen sind in Fig. 8B als Licht 374 schematisch darge stellt. Obwohl andere Konfigurationen möglich sind, ist die Linse 372 in der Praxis in der Position fixiert, und die Po sition der 370 wird bezüglich der Linse 372 eingestellt, wie durch einen Pfeil 375 in Fig. 8B als ein nicht einschrän kender Typ einer Teleskopbewegung dargestellt, um eine opti male oder nahezu optimale Fokussierung des durch die Linsen anordnung 372 zur Linsenkamera 312 laufenden Lichts zu er halten. Der variable Abstand zwischen den Prismen 370 und 372 beträgt vorzugsweise etwa 5 mm bis etwa 100 mm, und ihre Abmessungen betragen vorzugsweise 40 × 40 mm bzw. 20 × 40 mm, obwohl andere Abstände und Abmessungen möglich sind.

Durch die Anordnung der Prismen 370 und 372 wird vor teilhaft ein reflektierter abgehender Strahl erhalten, der exakt oder nahezu exakt parallel zum ankommenden Strahl aus gerichtet ist (d. h., entweder zum oder vom Auge E), auch wenn das Prisma 370 während der Teleskopbewegung geneigt ist. Dadurch können die Kosten eines Schiebers oder eines Schiebemechanismus reduziert werden, der verwendet werden kann, um eine automatische rechnergesteuerte Teleskopbewe gung zu ermöglichen, z. B. des in Fig. 8C dargestellten Schiebers 376, obwohl auch ein teurer oder hochwertiger Schieber oder ein handbetätigter Schieber verwendet werden kann. Fig. 8C zeigt eine Ansicht entlang der Linie A-A', wenn die teleskopartig bewegliche Optik 314' in Fig. 8B auf dem Schieber 376 angeordnet wäre. In Fig. 8C weist der Schieber 376 eine Bahn oder Spur bzw. Schiene 378 auf, auf der das Prisma 370 beispielsweise unter Verwendung einer ge eigneten Klemme oder eines Halters für optische Komponenten läuft, wie für Fachleute erkennbar ist. Der Schieber 376 weist auch einen Schrittmotor 380 zum Bewegen der Position des Prismas 370 entlang der Bahn oder Schiene 378 und einen Arm 382 auf, mit dem das Prisma 370 durch ein geeignetes Verbindungsstück 384 (in Fig. 8C schematisch dargestellt) mechanisch verbunden ist, wie für Fachleute erkennbar ist. Wenn der Schrittmotor 380 aktiviert wird, bewegt er die Po sition des am Prisma 370 befestigten Verbindungsstücks 384 zusammen mit dem Arm 382 in eine der beiden Richtungen des Pfeils 375. Die Richtung und das Maß der Bewegung werden ge mäß den Fokussierungsanforderungen des auf das Auge E auf treffenden Strahls von der Laserdiode 306 und denen der Lin senanordnung 324 und der Linsenkamera 312, die durch die te leskopartig bewegliche Optik 314' eingestellt werden, be stimmt. Es können an Stelle der teleskopartig beweglichen Optik 314' (oder 314) oder des Schiebers 376 verschiedene andere Antriebsmechanismen, Prismenkonfigurationen oder Lin sensysteme, einschließlich fokusabgleichender Linsensysteme verwendet werden, wie für Fachleute ersichtlich ist. Bei spielsweise könnte ein anderes alternatives optisches System für die teleskopartig bewegliche Optik 314' (oder 314) ein Linsensystem mit der Fähigkeit zum Hinzufügen oder Entfernen von Linsen sein, wobei jede Linse des Systems hinsichtlich der Brechkraft durch eine Reihe oder eine andere Brechkraft beziehung mit den anderen Linsen in Beziehung stehen kann oder nicht. Ein Beispiel eines solchen Linsensystems ist ein Phoropter oder ein ähnliches Linsensystem. Durch ein derar tiges Linsensystem könnte der Patient sehen, welche Verbes serung (z. B. hinsichtlich Defokussierung und Astigmatismus) durch herkömmliche sehfehlerkorrigierende Techniken, z. B. herkömmliche Brillen oder Kontaktlinsen, erhalten werden kann, und dann im Vergleich sehen, welche Verbesserungen durch Korrekturen anderer Aberrationen und Aberrationen hö herer Ordnung erhalten werden können.

Mittelpunktberechnung für Lichtfleckpositionen des Wel lenfrontsensors

Die Fig. 9A, 9B, 10, 11A und 11B zeigen ein anderes Merkmal des erfindungsgemäßen Wellenfrontsensors 102 (und 300). Wie in Verbindung mit Fig. 6 dargestellt, erzeugt die Linsenanordnung oder -matrix 324 der Linsenkamera 312 typi scherweise eine Anordnung oder Matrix von Lichtfleckbildern (oder virtuellen Bildern) auf dem Sensor der Linsenkamera 312. Wie im Patent von Williams diskutiert, werden mit den Mittelpunkten dieser Lichtflecken in Beziehung stehende Pa rameter oder Informationen, z. B. die zweidimensionale Ver schiebung der Mittelpunkte von den idealen Positionen dieser Lichtflecke, in Verbindung mit einer mathematischen Trans formation verwendet, z. B. mit einer Anpassung durch Zernike- Polynome verschiedener Ordnungen, um die dem Auge E zugeord neten Wellenfrontaberrationen zu bestimmen. Fig. 9A zeigt beispielsweise eine Anordnung von Lichtflecken 400 auf dem Sensor, der typischerweise ein "perfektes" Auge wäre, wenn die Lichtflecken von ihren idealen Mittelpunkten nicht ver setzt wären. Fig. 9B zeigt dagegen eine Anordnung von Lichtflecken 402, die in einem Bereich 404 versetzt sind, wodurch das Vorhandensein von Wellenfrontaberrationen des Auges angezeigt wird. Die Aberrationen werden durch Analyse der mathematischen Transformation bestimmt, z. B. durch Ana lyse der zum Anpassen der Parameterdaten verwendeten Zerni ke-Polynome. Die Linien in den Fig. 9A und 9B sind ledig lich angegeben, um die Abweichung in der Anordnung von Lichtflecken 402 darzustellen und würden im Bild in der Lin senkamera 312 nicht erscheinen. Ein reales (invertiertes oder negatives) Bild 406 von einer Linsenkamera, z. B. von der Linsenkamera 312, ist in Fig. 10 dargestellt. Das Bild 406 zeigt den Typ und die Qualität von Lichtflecken, die ty pischerweise durch die Linsenkamera 312 beobachtet würden.

Wie vorstehend beschrieben, trägt die Abgleichkamera 323 (vergl. Fig. 6) dazu bei, den Lichtfleck auf der Netz haut des Auges E scharfzustellen, so daß jeder Lichtfleck, z. B. ein Lichtfleck 408, auf der Linsenkamera 312 so klein wie möglich ist. Weil ein solcher Abgleich nur für Effekte niedriger Ordnung geeignet ist, wird jeder erhaltene einzel ne Lichtfleck kein exakt scharfer Punkt sein. Wie im Patent von Williams diskutiert, kann in Verbindung mit dem entwic kelten Bild eine adaptive Optik verwendet werden, so daß ein aberrationskorrigiertes schärferes "Bild" der Lichtflecken erhalten wird. Im Wellenfrontsensor 102 (und 300) der Fig. 2A und 6 wird eine solche adaptive Optik jedoch nicht verwendet, so daß das Bild 406 der Lichtflecken, z. B. des Lichtflecks 408, aufgrund der optischen Aberrationen des Au ges E etwas "verschmiert" sein kann. Gemäß den Fig. 9A und 9B ist ersichtlich, daß in der zum Bestimmen der Gesamt wellenfrontaberration des Auges verwendeten Transformation Informationen verwendet werden, die mit in einer Anordnung von Lichtflecken, z. B. der Anordnung von Lichtflecken 400 und 402, verfügbaren spezifischen Punkten in Beziehung ste hen. Daher kann durch eine offensichtliche "Verschmierung" dieser Lichtflecken, z. B. des Lichtflecks 408, verhindert werden, daß ihre Mittelpunkte (z. B. die Mittelpunkte der ma ximal gewichteten Intensität) präzise lokalisierbar sind. Die Fig. 11A und 11B zeigen Diagramme zum Darstellen eines Schwerpunktverfahrens zum Bestimmen des Mittelpunktes jedes Lichtflecks, z. B. des Lichtflecks 408 von Fig. 10.

Fig. 11A zeigt eine Anordnung 410 "verschmierter" Licht flecken, z. B. einen Lichtfleck 412. Ein detaillierteres Pro fil des Lichtflecks 412 ist in F 02412 00070 552 001000280000000200012000285910230100040 0002019950791 00004 02293ig. 11B dargestellt, das Profillinien 414 aufweist, die, ähnlich wie Äquipotentialli nien oder Höhenliniendiagramme, eine Zunahme der Intensität, allgemein zum Mittelpunkt des Lichtflecks 412 hin anzeigen. Die Zunahme der Intensität würde entsprechend in den digita lisierten Werten des Sensors (z. B. CCD) in der Linsenkamera 312 gefunden und ist als dunklere Bereiche in den Lichtflec ken von Fig. 10 sichtbar.

Es können mehrere Verfahren verwendet werden, um die Mittelpunkte der verschiedenen Lichtflecken in den Ausfüh rungsformen der Erfindung zu bestimmen. Gemäß einem Verfah ren wird ein gewichteter Intensitäts"-schwerpunkt" in der X- und Y-Richtung eines Koordinatensystems verwendet, wie in Fig. 11B dargestellt, für das die jeweiligen Schwerpunkte für jeden Lichtfleck durch folgende Gleichungen gegeben sind:

In diesen Gleichungen bezeichnet I_i die Intensität an einem bestimmten Punkt. Die Intensität kann auf mehrere Weisen be rechnet werden, z. B. als Intensitätsschwellenwert, wobei je dem Bildelementwert, der größer ist als der Schwellenwert, die Intensität 1 und jedem Bildelementwert, der kleiner ist als der Schwellenwert, die Intensität 0 zugeordnet wird. Stattdessen könnte eine gewichtete Intensität verwendet wer den, die einfach die Bildelementintensität darstellt. Die Intensität könnte nicht-linear gewichtet sein, wobei Bild elemente mit höherer Intensität einen größeren als einen li near proportionalen Effekt haben, indem beispielsweise der Intensitätswert I_i quadriert wird. Es könnten andere nicht lineare Gewichtungen verwendet werden. Die Intensitätswerte I_i können auf verschiedene Weisen gewichtet werden, um die "Mittelpunkte" der Lichtflecken des Wellenfrontsensors zu berechnen.

Schlußfolgerung

Die vorstehende Offenbarung und Beschreibung der Erfin dung dienen zur Darstellung und Erläuterung, und innerhalb des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung können zahl reiche Änderungen in den Details der dargestellten Vorrich tung und in der Konstruktion und den Betriebsverfahren vor genommen werden.

Claims

1. Verfahren zum Abgleichen eines refraktiven Korrekturin struments mit dem Auge eines Patienten, wobei das Ver fahren aufweist:
Bestimmen refraktiver Merkmale des Auges des Pati enten;
Erzeugen eines ersten Bildes von einer Iris des Auges des Patienten, das zum Definieren einer räumli chen Beziehung zwischen der Iris und den bestimmten re fraktiven Merkmalen verwendet wird;
Speichern einer Darstellung des ersten Bildes;
Verwenden der bestimmten refraktiven Merkmale, Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs für das Auge des Patienten, der der gespeicherten Darstel lung räumlich zugeordnet ist;
Erzeugen eines zweiten Bildes von der Iris des Au ges des Patienten als Vorbereitung zum Ausführen des entwickelten refraktiven Behandlungsablaufs; und
Abgleichen des zweiten Irisbildes und der gespei cherten Darstellung zum Normieren des entwickelten re fraktiven Behandlungsablaufs auf das zweite Irisbild.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Abgleichen das Ab gleichen eines Lasersystems des refraktiven Korrektur werkzeugs aufweist, um das zweite Irisbild für die Nor mierung im wesentlichen mit der gespeicherten Darstel lung abzugleichen.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Bestimmen das Be stimmen refraktiver Merkmale des Auges des Patienten durch ein refraktives Diagnosewerkzeug des refraktiven Korrekturinstruments aufweist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Erzeugen des er sten Bildes das Erzeugen des ersten Bildes durch ein refraktives Diagnosewerkzeug des refraktiven Korrektur instruments aufweist.

5. Verfahren nach Anspruch 4, wobei das Erzeugen des zwei ten Bildes das Erzeugen des zweiten Bildes durch ein Lasersystem des refraktiven Korrekturinstruments auf weist.

6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei das Abgleichen das Ab gleichen des Lasersystems aufweist, um das zweite Iris bild zur Normierung im wesentlichen mit der gespeicher ten Darstellung auszurichten.

7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Bestimmen das Be stimmen von Wellenfrontaberrationen des Auges des Pati enten durch einen Wellenfrontsensor aufweist.

8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Bestimmen das Be stimmen einer Hornhautoberflächentopografie des Auges des Patienten durch einen Hornhauttopografieanalysator aufweist.

9. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Bestimmen refrak tiver Merkmale das Bestimmen der Hornhautdicke oder an derer Differenz- oder Differentialprofile des Auges des Patienten unter Verwendung von Ultraschall aufweist.

10. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Abgleichen auf weist:
Darstellen der gespeicherten Darstellung;
Darstellen des zweiten Bildes als Überlagerung auf der gespeicherten Darstellung; und
manuelles Ausrichten des refraktiven Korrekturin struments, so daß das erste und das zweite Bild sich überlappen.

11. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Abgleichen ferner aufweist:
Erkennen charakteristischer Merkmale im ersten Bild; und
Abgleichen der charakteristischen Merkmale des er sten Bildes mit entsprechenden charakteristischen Merk malen des zweiten Bildes.

12. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Bestimmen das Be stimmen refraktiver Merkmale des Auges des Patienten durch ein refraktives Diagnosewerkzeug des refraktiven Korrekturinstruments aufweist, und ferner mit:
Bestimmen zusätzlicher refraktiver Merkmale des Auges des Patienten durch ein zweites refraktives Dia gnosewerkzeug;
Erfassen eines dritten Bildes von der Iris des Au ges des Patienten, das eine räumliche Beziehung zwi schen der Iris des Patienten und den zusätzlich be stimmten refraktiven Merkmalen definiert; und
Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs basierend auf einer Normierung der bestimmten refrakti ven Merkmale und der zusätzlichen bestimmten refrakti ven Merkmale aufeinander aus dem ersten und dem dritten Bild.

13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei die Auflösung der be stimmten refraktiven Merkmale und der zusätzlichen be stimmten refraktiven Merkmale sich unterscheiden, und wobei eine Auflösung verwendet wird, um die andere zu interpolieren.

14. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Abgleichen auf weist:
Abgleichen eines Lasersystems des refraktiven Kor rekturinstruments;
Drehen des entwickelten refraktiven Behandlungsab laufs; und
Translatieren oder Parallelverschieben des entwic kelten refraktiven Behandlungsablaufs.

15. Verfahren nach Anspruch 14, wobei das Abgleichen des Lasersystems ferner aufweist:
Skalieren des entwickelten refraktiven Behand lungsablaufs.

16. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der entwickelte re fraktive Behandlungsablauf dazu dient, ein refraktives Behandlungswerkzeug zu verwenden, das einen Excimerla ser aufweist.

17. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das erste Bild von ei ner mit sichtbarem Licht arbeitenden Pupillenkamera er halten wird.

18. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das zweite Bild von einer Infrarotkamera erhalten wird.

19. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die gespeicherte Dar stellung eine digitale Kopie des ersten Bildes ist.

20. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die gespeicherte Dar stellung eine digitale Darstellung charakteristischer Merkmale der Iris aufweist.

21. Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Bestimmen der re fraktiven Merkmale das Bestimmen von Differenz- oder Differentialprofilen von Komponenten des Auges auf weist.

22. Verfahren nach Anspruch 21, wobei das Bestimmen von Differenz- oder Differentialprofilen das Bestimmen der Differenz- oder Differentialprofile unter Verwendung von Ultraschall aufweist.

23. System zum Abgleichen eines refraktiven Korrekturin struments mit einem Auge eines Patienten mit:
einem refraktiven Diagnosewerkzeug, das dazu ge eignet ist, refraktive Daten für das Auge des Patienten zu, erzeugen, wobei das refraktive Diagnosewerkzeug auf weist:
eine erste Kamera, die dazu geeignet ist, ein er stes Irisbild des Auges des Patienten zu erzeugen, wo bei das refraktive Diagnosewerkzeug dazu geeignet ist, refraktive Kenndaten und entsprechende, damit in räum licher Beziehung stehende Irisdaten bereitzustellen, die das erste Irisbild darstellen; und
ein Lasersystem, das dazu geeignet ist, einen re fraktiven Behandlungsablauf auf das Auge des Patienten anzuwenden, wobei das Lasersystem aufweist:
eine zweite Kamera, die dazu geeignet ist, ein zweites Irisbild zu erzeugen;
einen Laser, der dazu geeignet ist, den refrakti ven Behandlungsablauf anzuwenden; und
ein Steuerungssystem, das dazu geeignet ist, Daten zu empfangen, die von den refraktiven Kenndaten und den Irisdaten hergeleitet werden, um die Irisdaten mit dem zweiten Irisbild abzugleichen, bevor das Steuerungssy stem den Behandlungsablauf aktiviert.

24. System nach Anspruch 23, wobei das Steuerungssystem mit der zweiten Kamera und dem Laser verbunden ist.

25. System nach Anspruch 23, wobei das refraktive Diagnose werkzeug einen Wellenfrontsensor aufweist.

26. System nach Anspruch 23, wobei das refraktive Diagnose werkzeug einen Hornhauttopografieanalysator aufweist.

27. System nach Anspruch 23, wobei das refraktive Diagnose werkzeug dazu geeignet ist, die Hornhautdicke oder an dere Differenz- oder Differentialprofile unter Verwen dung von Ultraschall zu bestimmen.

28. System nach Anspruch 23, wobei das refraktive Diagnose werkzeug ein handgehaltenes refraktives Diagnosewerk zeug aufweist.

29. System nach Anspruch 23, wobei das Lasersystem ferner aufweist:
eine mit der zweiten Kamera und dem Steuerungssy stem verbundene Sichtanzeige, die dazu geeignet ist, das zweite Irisbild und die empfangenen Irisdaten über lagert darzustellen.

30. System nach Anspruch 23, wobei das Steuerungssystem da zu geeignet ist, die empfangenen Irisdaten mit dem zweiten Irisbild zu vergleichen und damit abzugleichen.

31. System nach Anspruch 23, ferner mit:
einem zweiten refraktiven Diagnosewerkzeug mit:
einer dritten Kamera, die dazu geeignet ist, ein drittes Irisbild zu erzeugen, wobei das zweite refrak tive Diagnosewerkzeug mit dem Lasersystem verbunden ist, und dazu geeignet ist, zusätzliche refraktive Da ten für das Auge des Patienten und zusätzliche refrak tive Kenndaten und entsprechende, damit in räumlicher Beziehung stehende, zusätzliche Irisdaten bereitzustel len, die das dritte Irisbild von der dritten Kamera darstellen.

32. System nach Anspruch 31, ferner mit:
einem mit dem refraktiven Diagnosewerkzeug, dem zweiten refraktiven Diagnosewerkzeug und dem Lasersy stem verbundenen Rechensystem, wobei das Rechensystem dazu geeignet ist, die refraktiven Kenndaten, die zu sätzlichen refraktiven Kenndaten, die empfangenen Iris daten und die zusätzlichen Irisdaten zu empfangen und dazu geeignet ist, die refraktiven Kenndaten durch Ab gleichen der empfangenen Irisdaten mit den zusätzlichen Irisdaten räumlich auf die zweiten refraktiven Kennda ten zu normieren.

33. System nach Anspruch 32, wobei das Rechensystem dazu geeignet ist, den refraktiven Behandlungsablauf für das Lasersystem basierend auf den normierten Daten zu ent wickeln.

34. System nach Anspruch 33, wobei das Lasersystem das Re chensystem aufweist.

35. System nach Anspruch 23, wobei der Laser einen Excimer laser aufweist.

36. System nach Anspruch 23, ferner mit:
einem mit dem refraktiven Diagnosewerkzeug und dem Lasersystem verbundenen Rechensystem, das dazu geeignet ist, die refraktiven Kenndaten und die Irisdaten zu empfangen, um den refraktiven Behandlungsablauf zu ent wickeln, und den auf die Irisdaten normierten refrakti ven Behandlungsablauf zu erzeugen.

37. System nach Anspruch 36, wobei das Lasersystem das Re chensystem aufweist.

38. Lasersystem zum Anwenden eines refraktiven Behandlungs ablaufs auf das Auge eines Patienten, wobei das Laser system den refraktiven Behandlungsablauf in Verbindung mit damit in räumlicher Beziehung stehenden Irisdaten empfängt, die ein Irisbild des Auges eines Patienten darstellen, wobei das Lasersystem aufweist:
eine Kamera, die dazu geeignet ist, das Irisbild zu erfassen;
einen Laser, der dazu geeignet ist, den refrakti ven Behandlungsablauf anzuwenden; und
ein Steuerungssystem, das dazu geeignet ist, den refraktiven Behandlungsablauf und die Irisdaten zu emp fangen, und die Irisdaten mit dem Irisbild abzuglei chen, bevor das Steuerungssystem den refraktiven Be handlungsablauf aktiviert.

39. System nach Anspruch 38, ferner mit einem Rechensystem, das dazu geeignet ist, den refraktiven Behandlungsab lauf aus refraktiven Kenndaten von einem refraktiven Diagnosewerkzeug zu entwickeln und den refraktiven Be handlungsablauf in räumlicher Beziehung mit zusätzli chen Irisdaten zu erzeugen, die ein zusätzliches Iris bild von einer zusätzlichen Kamera im refraktiven Dia gnosewerkzeug darstellen.

40. System nach Anspruch 39, wobei das Steuerungssystem und das Rechensystem im gleichen Computersystem angeordnet sind.

41. Verfahren zum Erzeugen eines refraktiven Behandlungsab laufs für das Auge eines Patienten, wobei das Verfahren die Schritte aufweist:
Bestimmen refraktiver Merkmale eines Auges eines Patienten;
Erzeugen eines Bildes einer Oberfläche des Auges des Patienten, während die refraktiven Merkmale be stimmt werden;
Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs unter Verwendung der bestimmten refraktiven Merkmale; und
Abgleichen eines refraktiven Korrekturinstruments mit dem Auge des Patienten durch Abgleichen des erfaß ten Bildes der Oberfläche mit einem anderen Bild des Auges des Patienten, das durch das refraktive Korrek turinstrument empfangen wird.

42. Verfahren nach Anspruch 41, ferner mit dem Anwenden des refraktiven Behandlungsablaufs.

43. System zum Abgleichen eines refraktiven Korrekturin struments mit einem Auge eines Patienten mit:
einer Einrichtung zum Bestimmen refraktiver Merk male des Auges des Patienten;
einer Einrichtung zum Erzeugen eines Bildes einer Oberfläche des Auges des Patienten, während die refrak tiven Merkmale bestimmt werden;
einer Einrichtung zum Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs unter Verwendung der bestimmten re fraktiven Merkmale; und
einer Einrichtung zum Abgleichen eines refraktiven Korrekturinstruments mit dem Auge des Patienten durch Abgleichen des erzeugten Bildes der Oberfläche des Au ges des Patienten mit einem anderen Bild des Auges des Patienten, das durch das refraktive Korrekturinstrument empfangen wird.

44. Verfahren nach Anspruch 43, ferner mit einer Einrich tung zum Anwenden des refraktiven Behandlungsablaufs.

45. Verfahren zum Abgleichen eines refraktiven Korrekturin struments mit einem Auge eines Patienten, wobei das Verfahren die Schritte aufweist:
Bestimmen refraktiver Merkmale des Auges des Pati enten;
Erzeugen eines ersten Bildes von einer Iris des Auges des Patienten, das zum Definieren einer räumli chen Beziehung zwischen der Iris und den bestimmten re fraktiven Merkmalen verwendet wird;
Speichern einer Darstellung des ersten Bildes;
Erzeugen eines zweiten Bildes von einer Iris des Auges des Patienten in Vorbereitung zum Ausführen eines refraktiven Behandlungsablaufs; und
Abgleichen des zweiten Irisbildes und der gespei cherten Darstellung zum Normieren des refraktiven Be handlungsablaufs auf das zweite Irisbild.