DE19950790A1

DE19950790A1 - Spezifische Hornhautmodellierung

Info

Publication number: DE19950790A1
Application number: DE19950790A
Authority: DE
Inventors: Kristian Hohla; Timothy N Turner; Gerhard Youssefi; Charles R Broadus
Original assignee: Technolas GmbH
Current assignee: Technolas GmbH
Priority date: 1999-10-21
Filing date: 1999-10-21
Publication date: 2001-06-21
Also published as: CN101219077A; CN101219077B

Abstract

Ein spezifisches Hornhautprofil wird durch Kombinieren von Hornhauttopografiedaten mit Wellenfrontaberrationsdaten bereitgestellt, um einen refraktiven Behandlungsablauf des Auges zu erzeugen. Bei einer Ausführungsform werden die Wellenfrontdaten innerhalb des Pupillenbereichs verwendet, während die Hornhauttopografiedaten im Bereich außerhalb der Pupille verwendet werden.

Description

Technischer Bereich

Die Erfindung betrifft Systeme für refraktive Augen chirurgie und insbesondere ein System zum Kombinieren von ophtalmologischen Wellenfrontaberrationsdaten und ophtalmo logischen Hornhauttopografiedaten, um ein spezifisches Ab tragungs- oder Ablationskorrekturprofil zu erzeugen.

Technischer Hintergrund

Im Bereich der Ophtalmologie oder Augenheilkunde wurden in den letzten Jahren große Fortschritte in der Entwicklung refraktiver Behandlungen zum permanenten Korrigieren von Sehfehlern des Auges gemacht. Diese Techniken wurden aus früheren radialen Keratotomietechniken entwickelt, in denen der Hornhaut durch Schlitze in der Hornhaut ermöglicht wur de, sich zu entspannen und sich umzuformen, um Techniken bereitzustellen, wie beispielsweise photorefraktive Keratekto mie ("PRK"), äußere lamellare Keratektomie ("ALK"), Laser in situ Keratomileusis ("LASIK") und thermische Techniken, z. B. thermische Laserkeratoplastie ("LTK"). Ziel aller dieser Techniken ist es, eine relativ schnelle, jedoch permanente Sehfehlerkorrektur zu erreichen.

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.

Gleichzeitig wurden auch die Diagnosewerkzeuge zum Be stimmen, welche Korrektur erforderlich ist, weiterentwic kelt. Durch Verwendung von Topografiesystemen können Sehfeh ler unabhängig von ihrer "Gleichmäßigkeit" bestimmt und kor rigiert 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 verschie dene neuartige Topografiesysteme, Pachymetriesysteme, Wel lenfrontsensoren und allgemein durch Brechungsfehlererfas sungssysteme kann nicht nur der Myopie-, Hyperopie- und Astigmatismusgrad bestimmt werden, sondern können auch Aberrationen höherer Ordnung der Brechungseigenschaften des Au ges erfaßt werden.

Die Erfassung von Wellenfrontaberrationen im menschli chen Auge für intraokuläre Chirurgie und zur Herstellung von Kontaktinsen und intraokulären Linsen ist beispielsweise in "Objective measurement of wave aberrations of the human eye with the use of a Hartman-Shack wave-front Sensor", Liang et al., Journal of the Optical Society of America, Bd. 11, Nr. 7, Juli 1994, Seiten 1-9, beschrieben. Diese Technik wird unter Bezug auf Fig. 1 zusammengefaßt dargestellt. Ein Lichtstrahl von einer Laserdiode oder einer anderen Licht quelle wird zur Pupille hin gerichtet und trifft auf die Netzhaut auf. Weil die Netzhaut hochgradig absorbierend ist, wird ein Strahl (oder eine Wellenfront, wie in Fig. 1 be schrieben) durch die Netzhaut reflektiert und tritt aus der Pupille aus. Typischerweise folgen das ankommende oder ein fallende und das austretende Licht einem gemeinsamen Weg; das ankommende Licht wird durch einen Strahlenteiler in den gemeinsamen optischen Weg gebracht. Der austretende Strahl wird einem Hartmann-Shack-Detektor zugeführt, um die Aberra tionen zu erfassen. Ein socher Detektor weist eine Anordnung oder Matrix aus kleinen Linsen auf, die das Licht in eine Anordnung oder Matrix von Lichtflecken aufbrechen und die Lichtflecken auf einen Ladungskopplungsdetektor (in Fig. 1 nicht dargestellt) oder einen anderen zweidimensionalen Lichtdetektor fokussieren. Jeder Lichtfleck wird lokali siert, um seine Verschiebung Δ bezüglich der Position zu be stimmen, die er bei Abwesenheit von Wellenfrontaberrationen einnehmen würde, und die Verschiebungen der Lichtflecken er möglichen eine Rekonstruktion der Wellenfront und damit die Erfassung der Aberrationen durch bekannte mathematische Ver fahren. In Fig. 1 bezeichnet θ die lokale gemittelte Wellen frontsteigung vor der Linsenanordnung und steht mit der Lichtfleckverschiebung und der Brennweite der kleinen Linsen durch θ = Δ/f in Beziehung, wie für Fachleute ersichtlich ist.

Verbesserungen der von Liang et al. dargestellten Tech nik sind in "Aberrations and retinal image quality of the normal human eye", J. Liang und D. R. Williams, Journal of the Optical Society of America, Bd. 4, Nr. 11, November 1997, Seiten 2873-2883 und im US-Patent Nr. 5777719 von Williams et al. ("Williams") beschrieben. Williams be schreibt Techniken zum Erfassen von Aberrationen und zum Verwenden der so erfaßten Aberrationen für die Augenchirur gie und zum Herstellen intraokulärer und normaler Kontakt linsen.

In der internationalen Patentveröffentlichung WO/99/27334 (Internationale Patentanmeldung PCT/US97/21688) ("Frey") wird eine weitere Modifikation unter Verwendung op tischer Polarisationselemente zum Steuern der Rückstreuung von den Linsen in der Detektoranordnung beschrieben. Ähnlich wie bei Williams wird von Frey vorgeschlagen, Daten vom Wel lenfrontsensor zu verwenden, um eine optische Korrektur für das untersuchte Auge zu entwickeln. D. h., die so bestimmte optische Korrektur ist auf die durch den Sensor vermessene Öffnung der Hornhaut begrenzt, z. B. auf einen Kreis von 6 mm, auf den die Pupille des Auges erweitert war, als das Au ge vermessen wurde. Außerhalb dieses Bereichs schlägt Frey die Verwendung eines sich verjüngenden Übergangsbereichs für eine partielle Ablation oder Abtragung vor, um starke Ände rungen der Hornhautkrümmung zu minimieren und dadurch Rück bildungen zu reduzieren.

Diese Diagnosesysteme und -verfahren ermöglichen eine Korrektur sowohl der Grundeffekte als auch der Effekte höhe rer Ordnung, insbesondere wenn sie mit noch weiter verfei nerten refraktiven Korrekturtechniken verwendet werden, so daß die Möglichkeit besteht, daß eines Tages Sehfehlerkor rekturen von besser als 20/20 die Norm sein werden. Es be steht jedoch Bedarf an verbesserten Verfahren zum Anwenden weiterentwickelter Diagnosetechniken in der refraktiven Chirurgie.

Beschreibung der Erfindung

In den Ausführungsformen eines erfindungsgemäßen Sy stems und der erfindungsgemäßen Verfahren ist ein Wellen frontabberationsdiagnosewerkzeug zur ophtalmologischen Be- oder Auswertung mit einem ophtalmologischen Topografiewerk zeug gekoppelt. Durch diese beiden Vorrichtungen werden Da ten erzeugt, wobei durch das Wellenfrontwerkzeug Daten in nerhalb der Pupillengrenzen und durch das Topografiewerkzeug Daten jenseits der Pupillengrenzen erfaßt werden. Diese Da ten werden dann, entweder bevor oder nachdem sie verwendet werden, kombiniert, um eine refraktive Behandlung zu erzeu gen. Vorzugsweise wird diese Behandlung für ein Excimerla ser-Chirurgiesystem erzeugt.

Gemäß weiteren Merkmalen der Erfindung ist das Topogra fiesystem vorzugsweise ein höhenbasiertes Schlitzlampentopo grafiewerkzeug, das die Höhe der refraktiven Oberflächen im Auge, einschließlich der Hornhautoberfläche und der hinteren Hornhautfläche, bestimmt. Basierend auf diesen Daten wird in dem Topografiesystem vorzugsweise ein Strahlverfolgungsver fahren verwendet, um die Gesamtbrechungseigenschaften des Auges sowohl innerhalb als auch außerhalb des Pupillenbe reichs zu bestimmen.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt die Prinzipien der Wellenfrontmessung;

Fig. 2 zeigt ein Diagramm zum Darstellen kombinierter Ablationsprofile, die aus Wellenfrontdaten und Oberflächen topografiedaten entwickelt werden;

Fig. 3 zeigt eine Schnittdarstellung eines Auges sowie zugeordnete Diagnosewerkzeuge, die zum Bestimmen spezifi scher Brechungseigenschaften des Auges verwendet werden;

Fig. 4 zeigt ein Blockdiagramm eines bevorzugten Wel lenfrontsensors zur Verwendung in einem erfindungsgemäßen System;

Fig. 5 zeigt ein Ablaufdiagramm zum Darstellen der Er fassung von Irisbilddaten und der Verwendung der Daten für eine anschließende Laserbehandlung;

Fig. 6A, 6B und 6C 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. 7 zeigt ein Diagramm zum Darstellen verschiedener Merkmale eines Auges, die für charakteristische Irisdaten verwendbar sind;

Fig. 8 zeigt ein Ablaufdiagramm zum Darstellen der Verwendung gespeicherter Irisdaten und abgebildeter Irisda ten, um eine gewünschte Behandlung in eine tatsächliche oder reale Behandlung zu übersetzen oder umzuwandeln;

Fig. 9 zeigt ein Ablaufdiagramm zum Darstellen eines alternativen Verfahrens, in dem gespeicherte Irisdaten zum Ausrichten oder Abgleichen einer Behandlung verwendet wer den; und

Fig. 10A und 10B zeigen Sichtanzeigebilder zum Dar stellen des Verfahrens von Fig. 9.

Ausführungsformen der Erfindung

Hornhautoberflächentopografiesysteme erzeugen Oberflä chentopografiedaten unabhängig vom Erweiterungsgrad der Pu pille, der durch die Wellenfrontsensoren gemessene Bereich ist jedoch durch die Erweiterung der Pupille begrenzt, wenn die Messung ausgeführt wird. Wellenfrontsensoren messen Bre chungseffekte der im optischen Weg angeordneten optischen Elemente. Erfindungsgemäß mißt ein Hornhautoberflächentopo grafiesystem einen Oberflächenbereich, der größer ist als die erweiterte Pupille, während ein Wellenfrontsensor einen Mittelabschnitt innerhalb des Pupillenbereichs mißt. Das Verfahren ist in Fig. 2 dargestellt, wobei auf Wellenfront daten und auf Oberflächentopografiedaten basierende Ablati onsprofile kombiniert werden. Zunächst ist in Fig. 2 ein oberflächentopografiebasiertes Ablationsprofil 162 darge stellt, das basierend auf Oberflächentopografiedaten entwic kelt wird. Diese Daten sind auch außerhalb der Pupille gül tig, die als Pupillendurchmesser 160 dargestellt ist. Zum Vergleich ist ein aus Wellenfrontdaten entwickeltes wellen frontbasiertes Ablationsprofil 164 im allgemeinen nur inner halb des Bereichs des Pupillendurchmessers 160 gültig. Des halb sind die beiden Profile unter Verwendung des wellen frontbasierten Ablationsprofils 164 innerhalb des Pupillen durchmessers 160 und unter Verwendung des oberflächentopo grafiebasierten Ablationsprofils 162 außerhalb des Pupillen durchmessers 160 als kombiniertes Ablationsprofil 166 darge stellt. In diesem Beispiel wird zunächst jedes Ablationspro fil aus den entsprechenden Daten berechnet, bevor die Profi le kombiniert werden. Stattdessen könnten die tatsächlichen refraktiven Kenndaten durch andere Verfahren kombiniert wer den, bevor ein Ablationsprofil berechnet wird. Höhenbasierte Topografiesysteme, z. B. das System ORBSCAN® von Orbtek, Inc., Salt Lake City, Utah, sind in Verbindung mit der Verwendung des Wellenfrontsensors besonders vorteilhaft. In der Praxis der vorliegenden Erfindung sind jedoch auch andere Topografiesysteme geeignet, z. B. krümmungsbasierte Systeme.

Das ORBSCAN-Topografiesystem ist ein auf einem Schlitz scanvorgang basierendes Topografiesystem für die Hornhaut und das vordere Segment, das sowohl die Oberflächen der Hornhaut als auch der vorderen Linse und der Iris mißt. Jede gemessene Oberfläche kann als Karte oder Diagramm der Höhe, Neigung, Krümmung oder Stärke dargestellt werden. Außerdem wird eine vollständige Pachymetrie-Hornhautkarte aus der ge messenen vorderen- und hinteren Oberfläche hergeleitet. Es können optische Bahnverfolgungsberechnungen verwendet wer den, um den sichtbaren Effekt der verschiedenen optischen Komponenten innerhalb des okulären vorderen Segments zu be stimmen. ORBSCAN-Messungen basieren anstatt auf Spiegelre flexionen auf diffusen Reflexionen, um anstatt der Oberflä chenkrümmung die Oberflächenhöhe präzise zu erfassen. Es kann in Kombination mit der Messung diffuser Reflexionen ein spiegelreflektiertes Bild von einer Placidoschen Scheibe oder einem reflektierenden Ziel bzw. einer Zielscheibe ver wendet werden, um die Oberflächenneigung zu messen, wie für Fachleute ersichtlich ist. Für beispielhafte Beschreibungen des höhenbasierten ORBSCAN-Topografiesystems vergl. US- Patente Nr. 5512965 und 5512966 von Richard K. Snook. Die Daten vom ORBSCAN-System können exakt und nahtlos in die Ge samtbrechungsdaten vom Wellenfrontsensor umgewandelt werden.

Außerdem können die Daten vom Wellenfrontsensor zum "Kalibrieren" von Daten im Topografiesystem verwendet wer den. Weil der Wellenfrontsensor den Gesamtbrechungsfehler im Auge beschreibt, kann die Software des Topografiesystems ei ne Oberflächentopografie an einem bestimmten Punkt mit einem (durch einen Wellenfrontsensor bestimmten) und diesem. Punkt zugeordneten Gesamtbrechungsfehler korrelieren. So kalibriert können die Topografiesystemdaten dann verwendet wer den, um ein Brechungsfehlergesamtprofil zu erzeugen.

Gemäß einem anderen Beispiel können die Daten von ver schiedenen Diagnosewerkzeugen kombiniert werden, um ein Ge samtmodell der optischen Komponenten des Auges bereitzustel len. Beispielsweise könnte ein Hornhautoberflächentopogra fiesystem Oberflächendaten bereitstellen, ein Ultraschallsy stem könnte Hornhautdickendaten bereitstellen, und ein Wel lenfrontsensor könnte Gesamtbrechungsfehlerdaten bereitstel len. Durch "Subtrahieren" der Effekte der Oberflächendaten und der Dickendaten können daher optische Komponenten hinter der Hornhaut unter Verwendung der verschiedenen Datensätze modelliert 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 Deck häutchen oder Epithel 452 und ein Stroma 454. Diese ver schiedenen Komponenten, insbesondere die Hornhaut 450 und die Linse 456, wirken zusammen und erzeugen eine Gesamt brechkraft und eine Brechungseigenschaft des Auges E. Mehre re Faktoren können zu Brechungs (z. B. Wellenfrontaberra tions) -fehlern beitragen, z. B. Ungleichmäßigkeiten in der Hornhaut 450 oder in der Linse 456 und der Abstand (z. B. im Sinn einer Defokussierungsaberration) 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 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 kann durch Ultraschalltechniken 460 ty pischerweise die Dicke des Epithels 452 und des Stromas 454 bestimmt werden, wodurch die Gesamtdicke der Hornhaut 450 erhalten wird. Es können verschiedenartige Ultraschalltech niken verwendet werden, z. B. eine Pachymetrietechnik oder eine von Dan Z. Reinstein, M. D. im US-Patent Nr. 5293871 mit dem Titel "System for Ultrasonically Determining Corneal Layer Thickness and Shape", erteilt am 15. März 1994 be schriebene Technik.

Durch Hornhautoberflächentopografiesysteme 462 wird typischerweise eine Hornhautoberflächentopografie bereitge stellt und analysiert. Topografiesysteme, z. B. ORBSHOT^TM 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 diesen vorderen optischen Komponenten des Auges zur Netzhaut 458 einschließen.

Schließlich werden durch den in Fig. 3 durch das Be zugszeichen 466 dargestellten Wellenfrontsensor, z. B. durch den vorstehend beschriebenen Wellenfrontsensor 102 oder den von Williams beschriebenen Wellenfrontsensor, Daten über die Gesamtbrechungsaberrationen des Auges bereitgestellt, die als Aberrationswellenfrontprofil (-daten) 468 dargestellt sind. Die Wellenfrontsensortechniken sind empirischer Natur - und beziehen sich an Stelle von physikalischen Kenngrößen einer beliebigen spezifischen optischen Komponente des Auges E auf die Charakterisierung der Wellenfront von von außen auf das Auge einfallendem und von der Netzhaut 458 reflek tiertem Licht.

Es können in der Praxis der vorliegenden Erfindung ver schiedene Wellenfrontsensoren verwendet werden, und die nachfolgende Beschreibung soll als erläuternd und nicht ein schränkend verstanden werden.

Wellenfrontsensor

Fig. 4 zeigt ein Blockdiagramm eines bevorzugten Wel lenfrontsensors. Der Wellenfrontsensor arbeitet ähnlich wie der Wellenfrontsensor von Williams, er weist jedoch bestimm te Merkmale auf, die ihn besonders geeignet machen zum Emp fangen von Irisdaten und zum Scharfstellen des Fokus von Lichtflecken auf einem Sensor, der zum Bestimmen der Wellen frontaberrationen des Auges verwendet wird. Allgemein fokus siert der Wellenfrontsensor Licht (typischerweise eines La sers) auf die Netzhaut eines Auges oder tastet sie ab 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 die Linsenanordnung fokussierte Licht. Basierend auf opti schen Aberrationen in den optischen Komponenten des Auges entwickelt das System eine Gesamtwellenfrontaberrationsana lyse aus dem zurückkehrenden Licht. Im allgemeinen werden, um die Analyse auszuführen, aus dem zurückkehrenden Licht durch eine Linsenkamera virtuelle Bilder auf einem Sensor der Linsenkamera erzeugt. Jede kleine Linse der Linsenanord nung tastet die zurückkehrenden Wellenfront an der Linsenan ordnung ab und "sieht" effektiv den Laserlichtfleck auf der Netzhaut des Auges. Aus dieser Analyse entwickelt der Wel lenfrontsensor 102 eine Wellenfrontaberrationskarte, um dar zustellen, welche Korrekturen der optischen Komponenten des Auges erforderlich sind, durch die Normalsichtigkeit (Emme tropie) oder annähernd Normalsichtigkeit erhalten wird.

Um das Auge E des Patienten geeignet auszurichten, kön nen zwei in Fig. 6 dargestellte 660 nm Laserdioden 302 schräg zum Auge E ausgerichtet werden. Wenn Lichtflecke von den Laserdioden 302 auf dem Auge E des Patienten durch ge eignetes Ausrichten des Wellenfrontsensors 300 (oder 102), der Ausgangsstrahlen der Laserdioden 302 (oder der optischen Elemente zum Ausrichten dieser Strahlen), des Patienten, oder auf andere Weise zu einem einzigen Lichtfleck vereinigt werden, ist das Auge E im oder etwa im präzisen Brenn punktabstand vom Wellenfrontsensor 300 (oder 102) angeord net. Alternativ kann das Auge E des Patienten durch einen Arzt, einen Techniker oder anderes medizinisches Fachperso nal durch visuelles Betrachten eines Irisbildes des Auges E geeignet ausgerichtet werden, um den korrekten Brennpunktab stand vom Wellenfrontsensor 300 zu finden und die Gesamtbe lichtung 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 nachste hend beschriebene Pupillenkamera 328 bereitgestellt.

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 flektiert Licht, das in dieser Richtung nicht polarisiert ist. Das polarisierte Licht durchläuft dann ein hin- und her- oder teleskopartig bewegliches Prisma 314, das verwen det wird, um den Fokus des Lichts von der Laserdiode 306 auf die Netzhaut des Auges E einzustellen, wobei an diesem Punkt von der Netzhaut auf die Linsenanordnung zurückgestreutes Licht korrekt oder nahezu korrekt fokussiert sein wird. Das Licht vom teleskopartig beweglichen Prisma 314 wird von ei nem 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 ausgerich tet, daß aus dem linear polarisierten Licht im wesentlichen zirkular polarisiertes Licht erzeugt wird. Die Bedeutung da von wird in der nachstehenden Diskussion des vom Auge E zum Polarisationsstrahlenteiler 310 zurückgestreuten Lichts (des "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 reflektiert wird und dann durch einen Spiegel 322 in ei ne Linsenabbildungskamera 312 reflektiert wird. Um einen Teil des zurückkehrenden Lichts in eine Einstellungs- oder 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 werden). Bei dieser Implementierung wäre das durch die Abgleichkamera 323 empfangene Licht im wesentli chen senkrecht zum zurückkehrenden Licht polarisiert. Inner halb des Umfangs der vorliegenden Erfindung sind auch von einer Neigung und Drehung des λ/4-Plättchens 320 von seiner optimalen Ausrichtung verschiedene Verfahren zum Zuführen des zurückkehrenden Lichts zur Abgleichkamera 323 denkbar, z. B. Änderungen des optischen Weges und optischer Komponen ten des Wellenfrontsensors 300 (oder 102). Beispielsweise könnte statt des Spiegels 322 eine Vorrichtung mit steuerba rem Lichtdurchlaßgrad und Reflexionsvermögen verwendet werden, z. B. eine Flüssigkristallvorrichtung, und die Abgleich kamera und jegliche optischen Fokussierungselemente können so positioniert werden, daß sie einen Teil des durch die steuerbare Vorrichtung durchgelassenen Lichts empfangen. Bei einer solchen Implementierung wäre der Strahlenteiler 308 unnötig, und das durch die steuerbare Vorrichtung empfangene Licht würde im wesentlichen die gleiche Polarisation aufwei sen wie das zurückkehrende Licht oder eine parallele Polari sation.

Die Linsenkamera 312 ist vorzugsweise eine Ladungsspei cherbaustein (CCD) -kamera, z. B. eine Kamera des Modells 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 getrennten optischen Komponenten). Beispiels weise kann eine Kamera des Typs ICX 039DLA von Sony Corpora tion für die Linsenkamera 312 und die Pupillenkamera 328 verwendet werden. Die Linsenanordnung 324 erzeugt aus dem vom Spiegel 322 reflektierten, zurückkehrenden Licht virtu elle Bilder auf dem Lichterfassungselement (z. B. auf einer CCD-Anordnung) der Linsenkamera 312. Das λ/4-Plättchen 320 kann dazu beitragen, den Anteil des unerwünschten zurückge streuten oder Streulichts zu reduzieren, um die Signalinten sität oder den Kontrast der virtuellen Bilder zu verbessern. Die Linsenanordnung 324 fokusiert Teile des Lichts, das an fangs die optischen Komponenten des Auges E durchlaufen hat, so daß die refraktiven Wellenfrontaberrationseffekte des Au ges E, ähnlich wie von Williams beschrieben, bestimmt werden können. Diesbezüglich können, wenn die Wellenfrontaberratio nen und damit der Phasenfehler des Auges E einmal bestimmt worden sind, diese in ein erforderliches Ablationsprofil um gewandelt werden, um unter geeignetem Bezug auf Parameter des Auges E (z. B. auf die Brechungsindizes der Komponenten des Auges E und/oder andere Parameter) Hornhautgewebe zu entfernen und Sehfehler zu korrigieren oder zu verbessern. Es können Markierungen auf dem Auge E verwendet werden, um die Ausrichtung des Auges E während der Erfassung der Wel lenfrontsensordaten zu unterstützen.

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. 9 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 erhalten, 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 von einem symmetrischen Bereich von -8 bis +8 Dioptrien mit einer sym metrischen Struktur zu einem asymmetrischen Bereich von -13 bis +3 Dioptrien mit einer asymmetrischen Struktur modifi ziert werden, wie für Fachleute erkennbar ist. Dies kann oh ne Änderung der Größe des teleskopartig beweglichen Prismas 314 (oder einer anderen Einstell- oder Abgleichvorrichtung) und/oder von Parametern der Optik oder der optischen Elemen te erreicht werden.

Alternativ zur Position der Linse 326 könnte eine Linse 338 in den Weg zur Linsenkamera 312 bewegt werden. Es können mehrere Positionen innerhalb des Weges zur Linsenkamera 312 verwendet werden, um den Gesamtbereich des Wellenfrontsen sors 300 einzustellen. Durch Verwendung der Linse 326 oder 338, die in eine vorgesehene Position und aus der Position heraus bewegt werden kann, wird der für den Teleskopmecha nismus erforderliche "Hubweg" reduziert. Außerdem wird die Laserdiode 306 typischerweise einen Eigen "-astigmatismus" aufweisen. Dieser kann dem typischerweise im Auge E des Pa tienten gefundenen Astigmatismus angepaßt werden, wodurch der Gesamtbereich des Wellenfrontsensors 300 vergrößert wird. Insbesondere wird ein solcher Astigmatismus "mit der Regel" angepaßt, mit der typischerweise der Astigmatismus eines Patienten gefunden wird, und die Software der Linsen kamera 312 und des entsprechenden Wellenfrontsensors 300 können diesen Eigenastigmatismus berücksichtigen, um einen noch größeren Bereich bestimmbarer Astigmatismen bereitzu stellen.

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 nachstehend in der Diskussion von Ausrichtungs- oder Abgleichverfahren diskutierten Steue rungssystem 156 gleich oder ähnlich ist. Für einen Vergleich werden Daten von der Linsenkamera 312 verarbeitet und schließlich als Aberrationsdaten 130 bereitgestellt.

Die Pupillenkamera 328 ist im optischen Weg zwischen dem Auge E und dem teleskopartig beweglichen Prisma 314 an geordnet, so daß die Pupillenkamera 328 unabhängig von Ände rungen der Brennweite des Rests des Systems zum Fokussieren auf die Netzhaut auf die Pupille und die Iris des Auges E fokussiert werden kann. Dadurch kann die Pupillenkamera 328 unabhängig von der Tiefe des Auges E und dem entsprechenden Abstand von der Netzhaut zur Iris ein klares Bild der Ober fläche des Auges E erzeugen.

Fokusabgleichkamera

Der Wellenfrontsensor 300 weist außerdem die Ausrich tungs- oder Abgleichkamera 323 auf, die ein Bild des zurück gestreuten Lichtflecks auf der Netzhaut des Auges E von ei nem Strahlenteiler 332 (z. B. mit einem Reflexionsvermögen von 50% und einem Lichtdurchlaßgrad von 50%) empfängt. Die Abgleichkamera 323 ist im Weg der optischen Elemente ange ordnet, die Licht auf die Netzhaut des Auges E fokussieren, und ist unabhängig von der Linsenkamera 312. Die Abgleichka mera 323 ermöglicht es, präzise zu bestimmen, 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 Fokus der Linsenkamera 312 befin det. Durch die Abgleichkamera 323 ist der Lichtfleck auf der Netzhaut sichtbar, der (wie bei Williams) die Quelle für die Schwerpunktsignale ist, und der Lichtfleck kann automatisch untersucht werden, wenn er am schärfsten fokussiert ist, um eine möglichst scharfe Fokussierung der virtuellen Bilder auf der Linsenkamera 312 zu ermöglichen. In herkömmlichen Systemen wurde keine Abgleichkamera verwendet. Solche Syste me verwenden lediglich die Linsenkamera, um die Fokussierung des Lichts auf eine Netzhaut und des zurückgestreuten Lichts auf die Linsenkamera zu unterstützen. Das Problem bei dieser Technik ist, daß der durch eine einzelne kleine Linse einer Linsenanordnung aus n kleinen Linsen abgetastete Teil der Wellenfront einzelne Lichtflecke oder Punkte auf dem Kamera sensor mit höchstens etwa 1/n der Gesamtenergie (oder - leistung) des zurückkehrenden zurückgestreuten Lichts unmit telbar vor Eintritt in die Linsenkamera erzeugt. Dadurch wurde die Netzhaut (oder das Auge) unnötigerweise einer ho hen Lichtenergie (oder -leistung) ausgesetzt. Wie für Fach leute erkennbar ist, kann durch die vorliegende Erfindung die Gesamtbelichtung der Netzhaut (oder des Auges) im Ver gleich zu diesen herkömmlichen Systemen reduziert werden, weil die an der Abgleichkamera 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 La serdiode 306 in ihrem niedrigeren Leistungsmodus betrieben wird. Die Abgleichkamera 323 unterstützt daher eine mög lichst scharfe Fokusierung von virtuellen Bildern auf die Linsenkamera 312, während die Laserdiode 306 in ihrem niedrigeren Leistungsmodus betrieben wird. Dadurch können die Lichtdurchlaßgrade des Polarisierungsstrahlenteilers 310 und des Strahlenteilers 308, das Reflexionsvermögen des Strahlenteilers 332 und jegliche Neigung oder Drehung des λ/4-Plättchens 320 von seiner optimalen Ausrichtung berück sichtigt werden, um zu ermöglichen, daß ein Teil des zurück kehrenden 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. 11B und 11C diskutiert wird) sowie die Ausrichtung des Patienten ge prüft werden. Basierend auf diesen Einstellungen und auf der Ausrichtung kann ein Signal erzeugt werden (z. B. von der Ab gleichkamera oder von einem Steuerungssystem, z. B. vom Steuerungssystem 156 in Fig. 2C), um eine manuelle Prüfung der Meßwerte eines Patienten zu veranlassen oder die Patien tenvermessung oder -untersuchung automatisch zu starten. Solche Funktionen ermöglichen auch, daß nur für die Zeitdau er der Messungen oder Untersuchung und nicht während der vorstehend diskutierten Fokussierungs- und Abgleichperiode der Linsenkamera 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 des Laser strahls der Laserdiode 306 auf die Netzhaut kann auf mehrere Weisen erfolgen. Beispielsweise kann die Lichtfleckgröße auf der Netzhaut minimiert werden, oder die Intensität des Lichtflecks auf der Netzhaut kann maximiert werden, indem die Position des teleskopartig beweglichen Prismas 314 im optischen Weg des Wellenfrontsensors 102 eingestellt wird, bis der Lichtfleck so klein wie möglich ist. Durch die Posi tion des teleskopartig beweglichen Prismas 314 wird eine "Grund- oder Referenzlinie" des Myopie- oder Hyperopiegrades der Dioptrienkorrektur festgelegt, die erforderlich ist, um optische Brechungsaberrationsmerkmale niedrigerer Ordnung des Auges E anfangs zu korrigieren. Es ist nützlich, sicher zustellen, daß die Laser 302 unter einem Winkel zur Laser diode 306 ausgerichtet sind, durch den eine Überlappung ih rer 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 durch eine höhere Intensität die Netzhaut 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 können als in anderen Systemen. Der höhere Leistungsmodus der Laser diode 306 ermöglicht im Vergleich zu anderen Systemen die Verwendung einzelner kleiner Linsen mit kleinerer Quer schnittsfläche in der Linsenanordnung 324.

Wenn die Daten der Linsenkamera 312 einmal bereitge stellt sind, können sie über Zernike-Polynome direkt verwen det werden, um die Wellenfrontaberrationsdaten zu erzeugen, oder die Wellenfrontaberrationsdaten können als Mittelwert einer Serie von Belichtungen berechnet werden. Beispielswei se kann das System fünf "Schüsse" verwenden, und dann können entweder die erfaßten Daten oder die entsprechenden Zernike- Daten gemittelt werden. Außerdem können breit gestreute "Schüsse" ausgesondert werden. Im beschriebenen System wer den vorzugsweise fünf "Schüsse" verwendet, und die Wellen frontaberrationsdaten werden als die mittlere berechnete Wellenfrontaberration festgelegt.

Für Fachleute ist anhand der vorliegenden Beschreibung erkennbar, daß verschiedenartige Komponenten verwendet wer den können, um im Wellenfrontsensor 300 verwendete Komponen ten zu ersetzen, und daß verschiedenartige optische Konfigu rationen möglich sind, um andere Ausführungsformen der Er findung zu bilden. Beispielsweise kann die Laserdiode 306 durch eine hochintensive, kollimierte Lichtquelle oder durch mehrere Lichtquellen, z. B. eine Niedrig- und eine Hochlei stungslichtquelle, ersetzt werden. Die Abgleichkamera 323 kann im Weg des Spiegels 322 angeordnet werden, und die Lin senanordnung 324 der Linsenkamera 312 kann nach Wunsch oder konstruktionsgemäß eine geringere oder eine größere Anzahl kleiner Linsen aufweisen. Außerdem ist für Fachleute erkenn bar, daß alle diese Komponenten im allgemeinen durch ein Steuerungssystem, z. B. einen Mikrocomputer, gesteuert wer den. Innerhalb des Umfangs der vorliegenden Erfindung ist eine breite Vielfalt anderer Konfigurationen möglich.

In der praktischen Anwendung der vorliegenden Erfindung müssen Informationen von verschiedenen Diagnosemessungen miteinander und auch mit dem durch den Laser dem Auge zuge führten Ablationsprofil abgeglichen werden. Auf dem Fachge biet sind verschiedene Verfahren zum Erreichen eines solchen Abgleichs bekannt, und ein beliebiges dieser Verfahren kann in der praktischen Anwendung der vorliegenden Erfindung ver wendet werden. Abgleichverfahren unter Verwendung eines Bil des der Iris des Auges (oder eines Teils der Iris oder ande rer charakteristischer Augenmerkmale) sind gegenwärtig be vorzugt.

Verwendung von Irisdaten zum Abgleichen der Laserbe handlung

Fig. 5 zeigt den allgemeinen Ablauf eines Verfahrens zur Verwendung einer Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Systems. In Block 10 wird die Iris in Verbindung mit der Er fassung refraktiver Daten in Diagnosewerkzeugen abgebildet. Diese Abbildung und die Verwendung des Diagnosewerkzeugs können vielfältiger Art sein. Beispielsweise kann das Werk zeug geeignet vor der Laserbehandlung z. B. in Form eines Hornhautoberflächentopografiesystems zum Bestimmen eines Hornhaut- oder Brechungsprofils verwendet werden. Oder es kann unmittelbar vor der refraktiven Operation verwendet werden. In jedem Fall wird die abgebildete Iris oder eine Darstellung der Iris mit den durch das Diagnosewerkzeug er zeugten Daten gehalten.

Dann wird in 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 entwickelt wird unter Verwendung der in der PCT/EP95/04028 mit dem Titel "Excimer Laser System for Correction of Vision with reduced Thermal Effects", veröf fentlicht am 25. April 1996 beschriebenen Algorithmen, wobei ein Rasterungsalgorithmus zum Modifizieren eines Hornhaut profils bereitgestellt wird, in Verbindung mit dem im US- Patent Nr. 5891132 mit dem Titel "Distributed Excimer Laser Surgery System", erteilt am 6. April 1999 beschriebenen ver teilten System. 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 mit der Iris des Patienten abgeglichen. 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, das dem Lasersystem bereitgestellt wird, anzupassen.

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

Die Fig. 6A, 6B und 6C zeigen den allgemeinen Ablauf zum Bestimmen von Brechungsdaten, zum Normieren auf das Irisbild, zum Erzeugen eines Behandlungsablaufs und zum an schließenden Anwenden des Behandlungsablaufs in einem erfin dungsgemäßen System. Erfindungsgemäß werden refraktive Merk male eines zu behandelnden Auges durch ein Hornhauttopografiesystems 100 und einen Wellenfrontsensor 102 bestimmt. Durch beide Vorrichtungen werden im allgemeinen Daten be reitgestellt, die refraktive Merkmale des Auges darstellen. Außerdem ist ein Arbeitsplatzrechner oder eine Recheneinheit 104 dargestellt, der/die dazu verwendet wird, einen spezifi schen Behandlungsablauf basierend auf den durch das Diagno sewerkzeug bereitgestellten Daten zu erzeugen. Obwohl der Arbeitsplatzrechner 104 als separater Arbeitsplatzrechner 104 zur Verwendung beispielsweise in einem 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 darge stellten Systems integriert sein. Beispielsweise ist in Fig. 2C auch ein Lasersystem 106 dargestellt, das sowohl den durch den Arbeitsplatzrechner 104 erzeugten Behandlungsab lauf als auch entsprechende Irisdaten empfängt. Im Lasersy stem 106 könnte die Funktionalität des Arbeitsplatzrechners 104 integriert sein, so daß eine geeignete Laserbehandlung innerhalb des Lasersystems 106 selbst erzeugt würde.

Beginnend mit Fig. 6A erzeugt das Hornhauttopografie system 100 topografische Daten vom Auge E eines Patienten. Das dargestellte Topografiesystem weist einer Placidoschen 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 Gesamttopografiedaten für die verschiedenen Augenkomponenten. Das erstgenannte System ist ein auf einer Placidoschen Scheibe basierendes System, das letztgenannte System ist ein automatisches Schlitzlampensy stem. Das ORBSCAN-System verwendet Oberflächenhöhen und eine Bahnverfolgungstechnik zum Bestimmen von Brechungsfehlern des Auges. Das Topografiesystem 100 kann typischerweise Aus gangsdaten 112 in verschiedenen Formaten erzeugen, die unter Verwendung verschiedener Techniken erzeugt werden, z. B. in Form von absoluten Hornhauthöhen an verschiedenen Punkten, von Hornhautkrümmungen an verschiedenen Punkten, und ähnli che.

Außer den Hornhautdaten 112 erzeugt das Hornhauttopo grafiesystem 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 erzeugen kann. Wie nachstehend näher disku tiert wird, kann die Pupillen- oder Iriskamera 110 die Iris bilddaten 114 in verschiedenen Formaten bereitstellen, z. B. als Standardbildformat, oder als reduziertes Format, in dem verschiedene Iris- oder Pupillenstrukturen oder -merkmale identifiziert sind. Diese Strukturen oder Merkmale können solche aufweisen, die entlang des Rands der Grenzfläche zwi schen der Pupille und der Iris identifizierbar sind. Die Irisbilddaten 114 können eine Kombination aus einem Bild und identifizierten Strukturen oder Merkmalen der Iris, der Pu pille, 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 erzeugt, an dem die Topografiekomponenten (die einer Placidoschen Schei be ähnliche Hardware) 108 die Topografiedaten 112 erzeugen, obwohl auch ein früherer oder späterer Zeitpunkt akzeptier bar wäre.

Wie in Fig. 6A dargestellt, werden die Topografiedaten 112 und die Irisbilddaten 114 vorzugsweise gemäß einem Koor dinatensystem miteinander in Beziehung gebracht, wie durch überlagerte Bilder 116 dargestellt ist. Die Beziehung zwi schen einer bestimmten Topografie 118 und dem Irisbild 120 wird in den Daten gehalten.

Wie nachstehend diskutiert, sind die Irisbilddaten 114 für das Irisbild 120 zum Ausrichten oder Abgleichen eines chirurgischen oder Operationswerkzeugs (hier des Lasersy stems 106) geeignet. Die Daten 114 sind jedoch auch nützlich zum Normalisieren von Daten von verschiedenen anderen Augen diagnoseinstrumenten oder -geräten. Insbesondere analysiert der Wellenfrontsensor 102 auch refraktive Ungleichmäßigkei ten oder Aberrationen im Auge E. Im Wellenfrontsensor 102 wird vorzugsweise eine Pupillenkamera 122 vor einer bestimm ten "Teleskop"-optik 124 auf das Auge E fokussiert. Die Te leskopoptik 124 (z. B. eine Vorrichtung zum Abgleichen des Fokus oder des optischen Wegs) wird verwendet, um die opti sche Weglänge zu ändern und einen Laser 126 auf die Netzhaut des Auges E zu fokussieren. Die Teleskopoptik 124 kann ver wendet werden, um optische Aberrationen niedriger Ordnung des Auges E, z. B. eine Defokussierung, zu bestimmen und zu kompensieren. In einer Ausführungsform erzeugt der Wellen frontsensor 102 Daten zum Bestimmen optischer Aberrationen im Auge E über eine Linsenkamera 128. Es können verschiedene andere Wellenfrontsensoren oder Systemtypen zum Bestimmen refraktiver ophthalmologischer Wellenfrontaberrationen ver wendet werden.

Wie bei dem Hornhautoberflächentopografiesystem 100 werden durch den Wellenfrontsensor 102 vorzugsweise Aberra tionsdaten 130 und Iris (Pupillen) -bilddaten 132 von der Pupillenkamera 122 bereitgestellt. Durch diese Daten wird ein Aberrationsprofil 134 - z. B. ein Wellenfrontsensor- Lichtfleckprofil, aus dem Schwerpunkte der 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 erwei tert, wenn die Aberrationsdaten 130 und die Bilddaten er zeugt werden.

Bei der Entwicklung eines Behandlungsablaufs für eine refraktive Operation, z. B. eine LASIK-Behandlung, können verschiedenartige refraktive Daten bestimmt und verwendet werden. Diese Daten können Hornhauttopografiedaten, Wellen frontsensordaten, Hornhautdickendaten oder andere Differen tial- oder Differenzprofile (die z. B. unter Verwendung von Ultraschall bestimmt werden) von Augenkomponenten und an dersartige refraktive Daten sein, die durch verschiedene Verfahren erzeugt werden, z. B. durch Schlitzabtast- bzw. Schlitzscan- oder optische Kohärenztopografietechniken. Bei spielsweise kann Ultraschall verwendet werden, um nicht nur die Hornhautdicke sondern auch die Epithel- und andere Au genoberflächen, den Anteil der Stromakomponente in einem durch einen Mikrokeratomschnitt erhaltenen Hornhautscheib chen (für LASIK), das Reststroma unter dem Hornhautscheib chen, 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 Hornhauttopogra fiesystem 100 im allgemeinen eine höhere Auflösung haben als die Wellenfrontsensordaten 130. Ähnlicherweise beziehen sich bestimmte Datentypen auf einen Aspekt des Auges E, z. B. die Hornhautoberflächentopografiedaten 112, die die Oberflächen topografie des Auges E abbilden, während andere Daten andere Aspekte des Auges E widerspiegeln können, z. B. den in den Wellenfrontsensordaten 130 vom Wellenfrontsensor 102 gefun denen 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 durch Abgleich oder Anpassung cha rakteristischer Elemente der Iris- (und Pupillen) -bilder, wie nachstehend in Verbindung mit Fig. 7 beschrieben wird.

In einer in Fig. 6B dargestellten besonderen Ausfüh rungsform wird das Aberrationsprofil 134 verarbeitet (z. B. durch Zernike-Polynomanpassung, wie von Williams und hierin diskutiert wird), um Wellenfrontaberrationsdaten zu entwic keln, die als Pupillenwellenfrontaberrations (z. B. Kontour) -diagramm 160 dargestellt sind. Die Wellenfrontsensordaten 130 und die Irisbilddaten 132 (Fig. 6A) werden ebenfalls aufeinander normiert, wie durch einen überlappenden Bezugs rahmen 162 in Fig. 6B dargestellt ist. Wie vorstehend dis kutiert, ist die Pupille vorzugsweise erweitert, wenn die Aberrationsdaten 130 und die Bilddaten erzeugt werden, und diese Datensätze werden für eine genauere Erzeugung einer refraktiven Behandlung aufeinander normiert. Die Topografie daten 112 und ihre entsprechenden Irisdaten 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. 6A auf Ähnlich keiten des Irisbildes 120 und des Irisbildes 136 basiert (durch ein Irisbild 142 dargestellt). Die Topografiedaten 118 erstrecken sich über einen größeren Abschnitt des Auges, z. B. über den größten Teil der Hornhaut oder über die gesam te Hornhaut, während das Wellenfrontaberrationsdiagramm (bzw. die Wellenfrontaberrationsdaten) 160 sich über die Pu pille erstreckt. Für Fachleute ist ersichtlich, daß eine ge wisse Korrelation zwischen dem Pupillenwellenfrontaberrati onsdiagramm 160 und der Topografie 118, wenn diese wie oder ähnlich wie das Diagramm 164 überlappt werden, erkennbar sein kann, auch wenn für die Anpassung oder den Abgleich bzw. für die Ausrichtung oder Normierung keine Irisbilddaten verwendet werden. Zum Normieren oder Überlagern der Topogra fie- und der Wellenfrontaberrationsdaten (z. B. der Topogra fiedaten 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 Au ges geeignet berücksichtigt werden, um diese Daten zu korre lieren, wie für Fachleute ersichtlich ist.

Unabhängig davon, ob Daten gemäß dem in Fig. 6A oder in Fig. 6B dargestellten Verfahren erzeugt werden, erzeugt ein Computerprogramm anschließend ein Behandlungsprofil 144, wie in Fig. 6C 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 könnte ei ne von verschiedenen Behandlungen sein. Beispielsweise könn te ein unregelmäßiges Behandlungsmuster ausgeführt werden, wie im vorstehend erwähnten US-Patent Nr. 5891132 darge stellt, oder es könnten verschiedene andere Behandlungstypen ausgeführt werden, z. B. eine Laserbehandlung mit variabler Lichtfleckgröße, mit einer Schlitzabtast- bzw. Schlitzscan technik oder mit einer festen abgetasteten Lichtfleckgröße. Unabhängig von der ausgeführten Behandlung wird das Behand lungsmuster bezüglich den Daten 140 oder 164 von verschiede nen Diagnosewerkzeugen erzeugt und kann normiert auf das ge speicherte 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 erzeugen. Bei spielsweise sendet das Hornhautoberflächentopografiesystem 100 Oberflächentopografiedaten unabhängig vom Erweiterungsgrad der Pupille zurück, der Wellenfrontsensor 102 kann je doch durch den Erweiterungsgrad der Pupille begrenzt sein (d. h., der Wellenfrontsensor 102 mißt typischerweise nur Brechungseffekte optischer Elemente, die sich im optischen Weg befinden). Daher werden, wie durch das Diagramm 164 von Fig. 6B dargestellt, die Daten 112 vom Hornhautoberflächen topografiesystem 100 in einem Oberflächenbereich verwendet, der größer ist als die erweiterte Pupille, während die Daten 130 vom Wellenfrontsensor 102 für den Mittelabschnitt inner halb des Pupillenbereichs verwendet werden. In beiden Fällen können die Daten 130 und die Daten 112 durch eine erste räumliche Normierung unter Verwendung ihrer jeweiligen Iris bilder 120 und 136 abgeglichen werden.

Gemäß Fig. 6C wird basierend auf der erzeugten Behand lung 144 typischerweise ein Behandlungsablauf, z. B. eine Se rie von Schüssen, eine Serie von Schlitzscanvorgängen mit verschiedenen Blendengrößen, oder verschiedene andersartige Behandlungen, für einen bestimmten Typ eines Lasersystems 106 bereitgestellt. Der durch ein Profil 146 dargestellte Behandlungsablauf steht selbst mit den das Irisbild darstel lenden Daten 148 in räumlicher Beziehung. Die Daten 148 könnten wiederum ein Bild der Iris selbst sein, eine kon trastreiche Schwarz-Weiß-Darstellung der Iris, eine Positi onsdarstellung verschiedener Merkmale der Iris oder ver schiedene andere Darstellungen der Iris. Im allgemeinen sollten die die Iris darstellenden Daten 148 dazu geeignet sein, den Ablauf der Behandlung 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. 6C kann das Lasersystem 106 eines von verschiedenen Typen von Lasersystemen sein, z. B. ein 193 nm Excimerlaser, und wird typischerweise einen Laser 150, ein Zielsystem 152 (z. B. eine Reihe optischer Komponen ten, die dazu verwendet werden, Licht vom Laser 150 auf das Auge E zu richten), eine Pupillenkamera 154 und ein Steue rungssystem 156 aufweisen. Ein leistungsärmerer Ziel- oder Referenzstrahl (nicht dargestellt) wird typischerweise in Verbindung mit dem Laser 150 verwendet. Der Zielstrahl, z. B. ein Laserstrahl, 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. 5620436 mit dem Titel "Method and Apparatus for Providing Precise Location of Points on the Eye", er teilt am 15. April 1997 [PCT/EP95/01287, veröffentlicht am 19. Oktober 1995] beschrieben ist.

Im Betrieb wird dem Steuerungssystem 156, das das Ziel system 152 steuert, durch die Pupillenkamera 154 ein Bild der Iris I (vergl. Fig. 6C) des Auges E zugeführt. Das dem Excimerlasersystem 106 zugeführte tatsächliche 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 ausgerichtet oder abgeglichen sind. Dies kann Translations-, Rotations-, Skalierungs- oder Nei gungsfunktionen oder verschiedene andere Transformations funktionen beinhalten. Die Translation, die auf die Iris bilddaten 148 angewendet wird und notwendig ist, um sie mit der Iris I abzugleichen, wird ähnlicherweise im Behandlungs ablauf 146 ausgeführt, so daß der endgültige Behandlungsab lauf, wenn er angewendet wird, einem Behandlungsablauf ent spricht, der notwendig, 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 können in verschiedenarti gen Augenoperationen vorteilhaft angewendet werden. Ein PRK- (photorefraktive Keratektomie) Verfahren kann auf die Außen fläche des Auges angewendet werden, oder ein LASIK-Verfahren kann ausgeführt werden, indem zunächst ein Teil der Hornhaut rückwärts eingeschnitten und dann die Laserbehandlung auf den darunter liegenden Teil angewendet wird. Außerdem können die Techniken selbst geeignet sein für andere, Nicht-Kera tektomiebehandlungen, z. B. Excimerkeratotomie, oder ver schiedenartige thermische Verfahren zur refraktiven Korrek tur. Diese Behandlungsabläufe können mit der Iris des Auges genau abgeglichen werden, so daß das berechnete Behandlungs muster 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 und selbst für geringfügige Behandlungen von Astigmatismus typi scherweise nicht wesentlich, für Defekte höherer Ordnung, z. B. ungleichmäßiger Astigmatismus, Blendung, Halo, und ähn liche, können die Vorteile der hochpräzisen Behandlung je doch verlorengehen, wenn kein präziser Abgleich mit der op timalen räumlichen Behandlungsposition erhalten und beibe halten wird. Die erfindungsgemäßen Techniken können solche Ausrichtungs- oder Abgleichverluste 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" zugeteilt 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 Based an Iris Analysis", zugeteilt 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 Ausrichtungs- oder Abgleichzwecke verwendet.

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

Fig. 7 zeigt die Iris I des Auges E detaillierter, um darzustellen, wie bestimmte Merkmale verwendet werden kön nen, um das Auge E des Patienten unter Verwendung seines oder ihres zuvor gespeicherten Bildes der Iris (I) einer Be handlung anzupassen. Beispielsweise kann ein Satz von Punk ten 200, die allgemein kreisförmige Merkmale, z. B. kleine Kragen, definieren, als Deskriptoren verwendet werden, ge nauso wie Rillen 202 oder radiale Furchen 204. Andere ver wendbare Merkmale sind allgemein in dem vorstehend erwähnten US-Patent Nr. 4641349 von Flom beschrieben, die Pigmentpunk te, Gruben, atrophische Bereiche, Tumore und kongenitale Fi lamente oder Fasern aufweisen. Ähnlicherweise kann auch die Pupille zur Irisanpassung z. B. als Mittelbezugspunkt, ver wendet werden, von dem ausgehend dann Irismerkmale die Dreh position des Auges definieren. Es können z. B. in Abhängig keit von der Komplexität der anzuwendenden Behandlung weni ger oder mehr Merkmale verwendet 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 lokali siert sein kann. Bei einer komplexeren Behandlung können je doch detailliertere Merkmale für einen präziseren Abgleich des Auges E vor der Behandlung verwendet werden. Alternativ können dem Auge E, auch im Irisbereich, künstliche Merkmale für die Positionsbestimmung aufgeprägt werden. Beispielswei se können auf dem Auge drei Lasermarkierungen erzeugt wer den, wenn die Behandlung ausgeführt werden soll, bevor die Lasermarkierungen heilen würden. Dann können die Diagnose schritte ausgeführt werden, und die Behandlung kann unmit telbar danach folgen. Außerdem können neben der Iris I ande re charakteristische Abschnitte der sichtbaren Oberfläche des Auges verwendet werden. Bei allen diesen Techniken wer den Merkmale des sichtbaren Abschnitts des Auges zum Ab gleich zwischen dem Diagnosesystem, der entwickelten Behand lung und der auf das Auge E angewendeten tatsächlichen Be handlung verwendet.

Fig. 8 zeigt verschiedene Einstellungen, die basierend auf dem durch das Lasersystem 106 empfangenen realen Bild der Iris I vorgenommen werden können. Gemäß Fig. 6C 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 aus 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 Behandlung 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. 8 dar gestellten Skalierungsfunktionen 208 und 212 können auf je den einzelnen Schuß oder jeder Schußfolge im gewünschten Be handlungsmuster 146 dynamisch angewendet werden. Auf diese Weise kann die Behandlung der Bewegung des Auges E schußwei se angepaßt werden. Diese Technik kann mit der in der PCT/EP95/01287 beschriebenen Laserziel- oder -ausrichtungs technik kombiniert werden, so daß die exakte Plazierung je des Schusses oder jeder Schußfolge bezüglich des Irisbildes 206 bestimmt wird, bevor der Schuß oder die Schüsse ausge führt werden.

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

Die Fig. 9 und 10A-10B zeigen ein alternatives Verfahren zum Verwenden eines im voraus erzeugten Bildes ei ner Iris I zum Gewährleisten eines geeigneten Abgleichs ei ner Laserbehandlung mit dem berechneten Behandlungsprofil. Fig. 10A zeigt allgemein eine durch die Kamera 154 des La sersystems 106 von Fig. 6C bereitgestellte Sichtanzeige 252. Auf der linken Seite werden die Bilddaten der Iris I erfaßt, wenn ein refraktives Diagnosewerkzeug verwendet wur de, um die Brechungseigenschaften des Auges E zu bestimmen. Aus diesen Daten wurde, im Abgleich mit diesen Bilddaten 250 der Iris I ein Behandlungsprofil entwickelt. Auf der rechten Seite der Sichtanzeige 252 ist das Echtzeitbild 254 der Iris I dargestellt, das durch die Kamera 154 des Lasersystems 106 zurückgesendet wird. Wie ersichtlich ist, ist das Echtzeit bild 254 im Vergleich zu den erfaßten Bilddaten 250 in Dreh richtung geringfügig versetzt. Dies ermöglicht es dem Arzt, das Auge E des Patienten neu auszurichten, so daß in Fig. 10B ein geeignet ausgerichtetes Echtzeitbild 256 der Iris I erhalten wird. Vorzugsweise weist die Sichtanzeige Bezugs achsen auf, die es dem Arzt ermöglichen, den Drehversatz leicht zu bestimmen. Das System könnte außerdem beispiels weise einen Cursor aufweisen, den der Arzt über identifizie rende Merkmale anordnen würde, um die Drehposition bezüglich der Achse exakt zu bestimmen.

Fig. 9 zeigt die Schritte zum Verwenden des Systems von Fig. 10A und 10B zum Ausrichten der Iris. Zunächst wer den die erfaßten Bilddaten 250 der Iris I in Schritt 260 dargestellt. Gleichzeitig wird das Echtzeitbild 254 der Iris I in Schritt 262 dargestellt. Wenn das Excimerlasersystem 106 ein System des Typs Keracor 217 ist, in dem eine Augen nachführeinrichtung verwendet wird, aktiviert der Arzt dar aufhin die Augennachführeinrichtung in Schritt 264, wodurch das Echtzeitbild 254 zentriert wird. Durch das Augenachführ system des Typs Keracor 217 wird die Iris I zentriert, wird jedoch keine Drehausrichtung der Iris I erreicht.

In Schritt 266 wird eine Achse sowohl auf den erfaßten Daten 250 als auch auf dem Echtzeitbild 254 dargestellt. Der Arzt vergleicht dann die Bilder auf dem Bildschirm und be stimmt den erforderlichen Rotationsgrad zum Abgleichen der beiden Bilder der Iris I. Der Arzt dreht dann das Auge E so, daß das Echtzeitbild 256 der Iris I in Drehrichtung den er faßten Irisbilddaten 250 entspricht. Der Arzt kann dies ma nuell, z. B. unter Verwendung eines Saugrings, oder durch Um positionieren des Kopfes des Patienten vornehmen. Außerdem kann durch das System eine "virtuelle" Drehung des Auges E des Patienten durch Drehversatz des Behandlungsprofils um einen durch den Arzt bestimmten Wert bereitgestellt werden. Durch das Augennachführsystem wird zunächst das Echtzeitbild 254 der Iris I zentriert, und dann führt der Arzt eine Dreh ausrichtung des Bildes 256 der Iris I bezüglich den erfaßten Bilddaten 250 aus.

Andere Alternativen weisen ein System auf, in dem die beiden Bilder überlagert werden. Außerdem kann der Arzt durch verschiedene Benutzerschnittstellenwerkzeuge unter stützt werden, z. B. durch die vorstehend erwähnten Cursorpo sitionierung und die Drehung des Behandlungsprofils durch die Systemsoftware.

Die vorstehende Offenbarung und Beschreibung der Erfin dung dienen zur Darstellung und Erläuterung, und innerhalb des Schutzumfangs der vorliegenden Erfindung können zahlrei che Änderungen in den Details der dargestellten Vorrichtung und in der Konstruktion und den Betriebsverfahren vorgenom men werden.

Claims

1. Verfahren zum Entwickeln eines refraktiven Profils ei nes Auges mit den Schritten:
Bestimmen einer Hornhauttopografie des Auges;
Bestimmen von Wellenfrontaberrationen des Auges; und
Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs für das Auge aus der bestimmten Hornhauttopografie und der bestimmten Wellenfrontaberration.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt zum Be stimmen der Hornhauttopografie ferner die Schritte auf weist:
Verwenden eines höhenbasierten Schlitzlampentopo grafiesystems zum Bestimmen der Topografie einer oder mehrerer Brechungsflächen innerhalb des Auges.

3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt zum Ent wickeln eines refraktiven Behandlungsablauf ferner die Schritte aufweist:
Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs basierend auf der Hornhauttopografie;
Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs basierend auf den Wellenfrontaberrationen; und
Kombinieren des refraktiven Behandlungsablaufs für die Wellenfrontaberrationen innerhalb eines Pupillenbe reichs mit dem auf der Hornhauttopografie basierenden Behandlungsablauf außerhalb des Pupillenbereichs.

4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Entwickeln eines Behandlungsablaufs das Entwickeln eines photorefrakti ven Keratektomiebehandlungsablaufs aufweist.

5. Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Entwickeln eines Behandlungsablaufs das Entwickeln eines Laser in situ Keratomileusis-Behandlungsablaufs aufweist.

6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt zum Ent wickeln einen refraktiven Behandlungsablauf ferner die Schritte aufweist:
Entwickeln eines refraktiven Profils basierend auf der Hornhauttopografie;
Entwickeln eines refraktiven Profils basierend auf den Wellenfrontaberrationen;
Kombinieren des hornhauttopografiebasierten Pro fils mit dem wellenfrontbasierten Profil; und
Entwickeln des refraktiven Behandlungsablaufs aus dem kombinierten refraktiven Profil.

7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei im Schritt zum Bestim men der Hornhautoberflächentopografie ein Ultraschall werkzeug verwendet wird, um die Hornhautoberflächento pografie zu bestimmen.

8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei im Schritt zum Bestim men der Hornhautoberflächentopografie die Oberflächen topografie des Stroma der Hornhaut bestimmt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 1, wobei im Schritt zum Bestim men der Hornhautoberflächentopografie die Oberflächen topografie des Epithels der Hornhaut bestimmt wird.

10. Verfahren nach Anspruch 1, wobei der Schritt zum Be stimmen der Hornhautoberflächentopografie und der Wel lenfrontaberrationen jeweils das Erfassen eines Bildes der Iris des Auges aufweist, und wobei der Schritt zum Entwickeln eines refraktiven Profils das Abgleichen der bestimmten Wellenfrontaberrationsdaten und der bestimm ten Hornhautoberflächentopografiedaten basierend auf dem Irisbild aufweist.

11. Verfahren nach Anspruch 10, wobei das Erfassen des Irisbildes das Erfassen eines Irisbildes entsprechend der bestimmten Oberflächentopografie und der Wellen frontaberrationen aufweist.

12. System zum Bestimmen refraktiver Aberrationen eines Au ges mit:
einem Hornhauttopografiewerkzeug, das dazu geeig net ist, Hornhauttopografiedaten des Auges mit einer Auflösung bereitzustellen;
einem Wellenfrontaberrationswerkzeug, das dazu ge eignet ist, Wellenfrontaberrationsdaten des Auges mit einer anderen Auflösung bereitzustellen; und
einer Recheneinheit, die dazu geeignet ist, die Wellenfrontaberrationsdaten mit den Hornhauttopografie daten zu kombinieren.

13. System nach Anspruch 12, wobei die Recheneinheit dazu geeignet ist, die Hornhauttopografiedaten und die Wel lenfrontaberrationsdaten zu empfangen und die Hornhaut topografiedaten außerhalb eines Pupillenbereichs mit den Wellenfrontaberrationen innerhalb eines Pupillenbe reichs zu kombinieren.

14. System nach Anspruch 12, ferner mit einer Kamera, die dazu geeignet ist, ein Bild einer Iris des Auges zu erfassen, das zum Abgleichen der Wellenfrontaberrations daten mit den Hornhauttopografiedaten verwendet wird.

15. System nach Anspruch 14, wobei das Irisbild den Wellen frontaberrationsdaten und den Hornhauttopografiedaten entspricht.

16. System nach Anspruch 12, ferner mit:
einem Lasersystem, das dazu geeignet ist, einen Behandlungsablauf für das Auge basierend auf den kombi nierten Daten zu erzeugen.

17. System nach Anspruch 16, wobei das Lasersystem mit der Recheneinheit verbunden ist.

18. Verfahren zum Entwickeln eines refraktiven Behandlungs ablaufs für ein Auge, wobei das Verfahren die Schritte aufweist:
Bestimmen einer Hornhauttopografie des Auges;
Bestimmen von Wellenfrontaberrationen des Auges;
Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs basierend auf den bestimmten Wellenfrontaberrationsda ten; und
Entwickeln eines refraktiven Behandlungsablaufs basierend auf den bestimmten Hornhauttopografiedaten.

19. System zum Bestimmen refraktiver Aberrationen eines Au ges mit:
einem Hornhauttopografiewerkzeug, das dazu geeig net ist, Hornhauttopografiedaten des Auges mit einer Auflösung zu erzeugen;
einem Wellenfrontaberrationswerkzeug, das dazu ge eignet ist, Wellenfrontaberrationsdaten des Auges mit einer anderen Auflösung bereitzustellen; und
einer Recheneinheit, die dazu geeignet ist, die Hornhauttopografiedaten und die Wellenfrontaberrations daten zu empfangen und einen refraktiven Behandlungsab lauf basierend auf einem der Datensätze zu entwickeln und den refraktiven Behandlungsablauf basierend auf dem anderen der Datensätze zu modifizieren.

20. System nach Anspruch 19, ferner mit:
einem mit der Recheneinheit gekoppelten Lasersy stem, wobei das Lasersystem dazu geeignet ist, den mo difizierten Behandlungsablauf für eine Laseroperation des Auges zu empfangen.

21. System nach Anspruch 20, wobei das Lasersystem mit der Recheneinheit gekoppelt ist.

22. System nach Anspruch 21, wobei das Lasersystem physisch entfernt von der Recheneinheit angeordnet ist.

23. System nach Anspruch 21, wobei das Lasersystem die Re cheneinheit aufweist.