DE10014479A1

DE10014479A1 - Iriserkennung und -nachführung zum Behandeln optischer Ungleichmäßigkeiten des Auges

Info

Publication number: DE10014479A1
Application number: DE10014479A
Authority: DE
Inventors: Thomas Neuhann; Kristian Hohla; Gerhard Youssefi
Original assignee: Technolas GmbH
Current assignee: Technolas GmbH
Priority date: 2000-03-23
Filing date: 2000-03-23
Publication date: 2001-10-04

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 eine 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

Technischer Bereich

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

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

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 System", 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 Aber rationen höherer Ordnung der Brechungseigenschaften des Au ges erfaßt werden.

Die Erfassung von Wellenfrontaberrationen im menschli chen Auge für intraokuläre Chirurgie und zur Herstellung von Kontaktlinsen 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. Verbesserungen dieser von Liang et al. beschriebenen Technik sind in "Aberrations and retinal image quality of the normal human eye", J. Liang und D. R. Williams, Journal of the Optical Society of Ameri ca. Bd. 4, Nr. 11, November 1997, Seiten 2873-2883 und im US-Patent Nr. 5777719 von Williams et al. ("Williams") be schrieben. Williams beschreibt Techniken zum Erfassen von Aberrationen und zum Verwenden der derart erfaßten Aberra tionen für die Augenchirurgie und für die Herstellung von intraokulären und Kontaktlinsen.

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

Obwohl ophtalmologische refraktive Operationstechniken und ophtalmologische 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 jedoch 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.

Gemäß verschiedenen Merkmalen der Erfindung kann die Irisausrichtung zwischen Diagnosewerkzeugen, zwischen einem Diagnosewerkzeug und einem refraktiven Werkzeug, z. B. einem Laser, oder zwischen Kombinationen solcher Werkzeuge vorge nommen werden. Außerdem können zwischen verschiedenen Werk zeugen verschiedene Abgleich- oder Ausrichtungstechniken verwendet werden. Beispielsweise können die Irisdaten ver wendet werden, um ein Diagnosewerkzeug, z. B. ein Topografie werkzeug, mit einem refraktiven Werkzeug, z. B. einem Laser, auszurichten, währen der Umriß der Iris und ein Rotationsbe zugssystem verwendet werden, um Daten zwischen dem Topogra fiewerkzeug und z. B. einem Wellenfrontsensor abzugleichen. Es sind auch andere Alternativen möglich. Bei diesen ver schiedenen Techniken werden die Abgleich- bzw. Ausrichtungs daten zusammen mit den refraktiven Analysedaten oder den re fraktiven Behandlungsdaten für eine nachfolgende Verwendung durch andere refraktive Analyse- oder Behandlungswerkzeuge verwendet.

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 ein Diagramm zum Darstellen kombinierter Ablationsprofile, die von Wellenfrontdaten und von Oberflä chentopografiedaten entwickelt wurden;

Fig. 4 zeigt eine Schnittansicht eines Auges sowie zu geordnete Diagnosewerkzeuge zum Bestimmen spezifischer re fraktiver Merkmale des Auges;

Fig. 5 zeigt ein Diagramm zum Darstellen verschiedener Merkmale eines Auges, die als charakteristische Irisdaten in einem erfindungsgemäßen System bzw. Verfahren verwendbar sind;

Fig. 6 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. 7 zeigt ein Ablaufdiagramm zum Darstellen der Verwendung gespeicherter Irisdaten und abgebildeter Irisda ten zum Ausrichten einer Behandlung;

Fig. 8A und 8B zeigen Displaybilder zum Darstellen der Technik von Fig. 7;

Fig. 9A und 9B zeigen Diagramme zum Darstellen einer erfindungsgemäßen Laserausrichtungsstrahl-/Abbildungssystem ausrichtungstechnik;

Fig. 10 zeigt ein Diagramm zum Darstellen alternativer erfindungsgemäßer Ausrichtungstechniken;

Fig. 11A und 11B zeigen weitere Verfeinerungen er findungsgemäßer Ausrichtungstechniken;

Fig. 12 zeigt ein Blockdiagramm eines Wellenfrontsen sors zur Verwendung in einem erfindungsgemäßen System; und

Fig. 13 zeigt ein Diagramm eines exemplarischen Fixa tionsbildes zur Verwendung im Wellenfrontsensor von Fig. 12;

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 unter Verwendung eines Diagnosewerkzeugs abgebildet. Diese Abbildung und die Verwendung des Diagnosewerkzeugs können vielfältiger Art sein. Beispielsweise kann das Werk zeug geeignet vor der Laserbehandlung in Form eines Hornhau toberflächentopografiesystems zum Bestirren eines Hornhaut- oder refraktiven Profils verwendet werden. Oder es kann un mittelbar vor der refraktiven Operation verwendet werden. In jedem Fall wird die abgebildete 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. 5691132 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. Refraktive Merkmale eines zu behandeln den Auges werden durch ein Hornhautoberflächentopografiesy stems 100 und einen Wellenfrontsensor 102 bestimmt. Durch beide Vorrichtungen werden im allgemeinen Daten bereitge stellt, die refraktive Merkmale des Auges darstellen. Außer dem ist ein Arbeitsplatzrechner oder eine Recheneinheit 104 dargestellt, der/die dazu verwendet wird, einen spezifischen Behandlungsablauf basierend auf durch das Diagnosewerkzeug bereitgestellten Daten zu erzeugen. Obwohl der Arbeitsplatz rechner 104 als separater Arbeitsplatzrechner zur Verwendung beispielsweise in einem z. B. in der PCT/EP97/02821 darge stellten verteilten System dargestellt ist, könnte er und/oder seine Funktionalität in vielen der anderen Kompo nenten des in den Fig. 2A, 2B und 2C dargestellten Sy stems integriert sein. Beispielsweise ist in Fig. 2C auch ein Lasersystem 106 dargestellt, das sowohl die durch den Arbeitsplatzrechner 104 erzeugte Behandlung als auch ent sprechende Irisdaten empfängt. Im Lasersystem 106 könnte die Funktionalität des Arbeitsplatzrechners 104 integriert sein, so daß eine geeignete Laserbehandlung innerhalb des Lasersy stems 106 selbst erzeugt würde.

Beginnend mit Fig. 2A ruft das Hornhauttopografiesy stem 100 topografische Daten vom Fuge E eines Patienten ab. 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 Topografie system ORBSCAN II® von Bausch & Lomb/Orbtek Inc., Salt Lake City, Utah erzeugt nicht nur Hornhautoberflächentopografie daten sondern auch eine Gesamttopografie für die verschiede nen Augenkomponenten. Das erstgenannte System ist ein auf einer Placidoschen Scheibe basierendes System; das letztge nannte System ist ein automatisches Schlitzlampensystem. Das Topografiesystem ORBSCAN II® verwendet Oberflächenhöhen und Strahlverfolgungsberechnungen zum Bestimmen refraktiver Feh ler des Auges. Das Topografiesystem 100 kann typischerweise Ausgangsdaten 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 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 Placidoschen 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. Im Wellenfrontsensor 102 wird vorzugs weise eine Pupillenkamera 122 vor einer geeigneten "Tele skop" -optik 124 auf das Auge E fokussiert. Die Teleskopop tik 124 (z. B. eine Vorrichtung oder Optik zum Anpassen 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 erfaßt der Wellen frontsensor 102 Daten zum Bestimmen optischer Aberrationen im Auge E über eine Linsenkamera 128. Wie vorstehend disku tiert, 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 kann aufgeweitet sein, wenn die Aberrationsdaten 130 und die Bilddaten erfaßt wer den, oder im nicht aufgeweiteten Zustand bleiben.

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. Beispielsweise 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. 5 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 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 im allgemei nen über die Pupille oder einen Teil der Pupille erstrecken. Für Fachleute ist ersichtlich, daß eine gewisse Korrelation zwischen dem Pupillenwellenfrontaberrationsdiagramm 160 und der Topografie 118, wenn diese wie oder ähnlich wie das Dia gramm 164 überlappt werden, erkennbar sein kann, auch wenn für die Ausrichtung bzw. den Abgleich oder die Normierung keine Irisbilddaten verwendet werden. Zum Normieren oder Überlagern der Topografie- und Wellenfrontaberrationsdaten (z. B. der Topografiedaten 118 und des Pupillenwellenfron taberrationsdiagramms 160), können die Änderungen der opti schen Weglänge (z. B. aus den Wellenfrontaberrationsdaten) oder des Brechungsindex (z. B. durch Mittelwertbildung von Brechungsindizes) des Auges geeignet 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. 5891132 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 werden, wie durch das Diagramm 164 von Fig. 2B dargestellt, die Daten 112 vom Hornhautoberflächen topografiesystem 100 über einen Bereich verwendet, der grö ßer ist als die erweiterte Pupille, während die Daten 130 vom Wellenfrontsensor 102 für den Mittelabschnitt innerhalb des Pupillenbereichs verwendet werden. In beiden Fällen kön nen die Daten 130 und die Daten 112 durch eine erste räumli che Normierung unter Verwendung ihrer jeweiligen Irisbilder 120 und 136 abgeglichen werden.

Ein solches Verfahren ist in Fig. 3 dargestellt, wobei auf Wellenfrontdaten und Oberflächentopografiedaten basie rende Ablationsprofile kombiniert sind. Fig. 3 zeigt zu nächst ein oberflächentopografiebasiertes Ablationsprofil 162, das basierend auf Oberflächentopografiedaten entwickelt wurde. Diese Daten sind auch außerhalb der Pupille gültig, die als Pupillendurchmesser 160 dargestellt ist. Zum Ver gleich 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. Alternativ könnten die erfaßten Daten kombiniert werden, bevor ein Ablatzonsprofil berechnet wird. Höhenbasierte Topografiesysteme, z. B. das Topografiesystem ORBSCAN II® von Bausch & Lomb/Orbtek, Inc. sind in Verbin dung mit dem Wellenfrontsensor besonders vorteilhaft. In der Praxis der vorliegenden Erfindung könnten jedoch auch andere Topografiesysteme geeignet sein, z. B. krümmungsbasierte Sy steme. Andere geeignete Systemtypen sind z. B. Dualkamerasysteme, die beispielsweise in den US-Patenten Nr. 5159361 und 4995716 beschrieben sind.

Das ORBSCAN II®-Topografiesystem ist ein höhenbasiertes Schlitzscan-Topografiesystem, das gleichzeitig beide Horn hautoberflächen sowie die Vorderseite der Linse und der Iris vermißt. Jede gemessene Oberfläche kann als Karte oder Dia gramm der Höhe, Neigung, Krümmung oder Brechkraft darge stellt werden. Außerdem wird eine vollständige Pachymetrie- Hornhautkarte aus den gemessenen Hornhautoberflächen herge leitet. Es können optische Bahnverfolgungsberechnungen ver wendet werden, um die visuelle Wirkung der verschiedenen op tischen Komponenten innerhalb des okulären vorderen Segments zu bestimmen. ORBSCAN II®-Topografiemessungen basieren an statt auf Spiegelreflexionen auf diffusen Reflexionen, um anstatt der Oberflächenkrümmung die Oberflächenhöhe präzise zu erfassen. Es kann in Kombination mit der Messung diffuser Reflexionen ein spiegelreflektiertes Bild von einer Placi doschen Scheibe oder einem reflektierenden Ziel bzw. einer Zielscheibe verwendet werden, um die Oberflächenneigung zu messen, wie für Fachleute ersichtlich ist. Für beispielhafte Beschreibungen des höhenbasierten ORBSCAN II®-Topografie systems vergl. US-Patente Nr. 5512965 und 5512966 von Ri chard K. Snook. Die Daten vom ORBSCAN II®-System können ex akt und nahtlos in die Gesamtbrechungsdaten vom Wellenfront sensor umgewandelt werden.

Außerdem können Daten vom Wellenfrontsensor zum "Kali brieren" von Daten im Topografiesystem verwendet werden. Weil der Wellenfrontsensor den Gesamtbrechungsfehler im Auge beschreibt, kann die Software des Topografiesystems eine Oberflächentopografie an beliebigen Punkten mit einem (durch einen Wellenfrontsensor bestimmten) und diesen Punkten zuge ordneten Gesamtbrechungsfehler korrelieren. So kalibriert können die Topografiesystemdaten dann verwendet werden, um ein Gesamtbrechungsfehlerprofil zu erzeugen.

Als anderes Beispiel können die Daten von verschiedenen Diagnosewerkzeugen kombiniert werden, um ein Gesamtmodell der optischen Elemente im Auge bereitzustellen. Beispiels weise könnte ein Hornhautoberflächentopografiesystem Ober flächendaten bereitstellen, ein Ultraschallsystem könnte Hornhautdickendaten bereitstellen, und ein Wellenfrontsensor könnte Gesamtbrechungsfehlerdaten bereitstellen. Durch "Sub trahieren" der Effekte der Oberflächendaten und der Dicken daten können daher optische Elemente hinter der Hornhaut un ter Verwendung verschiedener Datensätze modelliert werden.

Fig. 4 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. 4 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 im US- Patent Nr. 5293871 mit dem Titel "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^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 Topografiesystem ORBSCAN II® von Orbtek, bestimmt und analysiert typischerweise verschiedene Dicken und Oberflä chen innerhalb des Auges. Dieses kann die Dicke der Hornhaut 450, die Oberflächentopografie der Hornhaut 450, die Ober fläche 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.

Schließlich werden durch den in Fig. 4 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 Serie 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. 5620436 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. Ähnlicherweise kann durch die Ausrich tung des Kopfs des Patienten eine Augendrehung bewirkt wer den, wenn der Körper in der gleichen Position verbleibt. Ob wohl das Gehirn des Patienten eine solche geringfügige Ver drehung kompensieren kann, kann in einem hochpräzisen Kor rekturbehandlungsmuster für Defekte höherer Ordnung das Auge durch die Drehausrichtungsänderung bezüglich der Behandlung buchstäblich aus der Position herausgedreht werden, wodurch das Auge fehlerhaft behandelt wird. Die Effekte einer sol chen Fehlausrichtung sind für Grundbehandlungsabläufe, z. B. für Myopie und Hyperopie, typischerweise nicht wesentlich, und selbst für geringfügige Behandlungen von Astigmatismus, jedoch für Defekte höherer Ordnung, z. B. ungleichmäßiger Astigmatismus, Blendung, Halo, und ähnliche, können die Vor teile der hochpräzisen Behandlung jedoch verloren gehen, wenn kein präziser Abgleich mit der optimalen räumlichen Be handlungsposition erhalten und beibehalten wird. Die erfin dungsgemäßen Techniken können einen 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 Digitaldarstellungen 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 medizinischen Fachpersonal zu ermöglichen, das Lasersystem 106 manuell ein- oder auszurichten oder das Ziel des Systems 106 manuell zu verifizieren.

Fig. 5 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. 6 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. 6 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 Kamera oder 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.

Die Fig. 7 und 8A-8B zeigen ein alternatives Ver fahren zum Verwenden eines im voraus erfaßten Bildes einer Iris I zum Gewährleisten eines geeigneten Abgleichs einer Laserbehandlung mit dem berechneten Behandlungsprofil. Fig. 8A zeigt allgemein eine durch die Kamera 154 des Lasersystems 106 von Fig. 2C bereitgestellte Sichtanzeige 252. Auf der linken Seite werden die Bilddaten 250 der Iris I erfaßt, wenn ein refraktives. Diagnosewerkzeug verwendet wurde, um die refraktiven Merkmale des Auges E zu bestimmen. Aus die sen 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 zurückübertragen wird. Wie ersichtlich ist, ist das Echt zeitbild 254 im Vergleich zu den erfaßten Bilddaten 250 in Drehrichtung geringfügig versetzt. Dies ermöglicht es dem Arzt, das Auge E des Patienten neu auszurichten, so daß in Fig. 8B ein geeignet ausgerichtetes Echtzeitbild 256 der Iris I erhalten wird. Vorzugsweise weist die Sichtanzeige Bezugsachsen auf, die es dem Arzt ermöglichen, den Drehver satz leicht zu bestimmen. Das System könnte außerdem bei spielsweise einen Cursor aufweisen, den der Arzt über iden tifizierende Merkmale anordnen könnte, um die Drehposition bezüglich der Achse exakt zu bestimmen.

Fig. 7 zeigt die Schritte zum Verwenden des Systems der Fig. 8A und 8B 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 Systems 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 bestimmt den zum Abgleichen der beiden Bilder der Iris I er forderlichen Rotationsgrad. Der Arzt dreht dann das Auge E so, daß das Echtzeitbild 256 der Iris I in Drehrichtung den erfaßten Irisbilddaten 250 entspricht. Der Arzt kann dies manuell, z. B. unter Verwendung eines Saugrings, oder durch Umpositionieren 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.

In den Fig. 9A und 9B ist eine Technik zum Entwic keln der Achse dargestellt (vergl. Fig. 8A und 8B). Wie in Fig. 8A entspricht ein Irisbild 270 einer Achse im La sersystem. In diesem Fall wird eine Achse 272 durch schnel les Scannen oder Abtasten des Zielsystems mit seinem sicht baren Zielstrahl von links nach rechts über die X-Achse er zeugt. Daher wird, wenn der Arzt das Bild von Fig. 8A be trachtet, die Achse auf dem Echtzeitbild 254 der Iris I durch das Zielsystem des Lasers selbst erzeugt, das das gleiche Zielsystem ist, das zum Ausrichten des Strahls ver wendet wird. Daher wird die wahre X-Achse des Lasers bekannt sein, weil der durch dieses Zielsystem gescannte Zielstrahl diese X-Achse erzeugt.

Fig. 9B zeigt eine weitere Technik zum Ausrichten des Zielsystems des Lasers mit der Sichtanzeige bzw. dem Display oder dem optischen System. In Fig. 9B wird vorausgesetzt, daß die Pupille 274 wiederum im optischen System des Lasers oder auf der Augennachführkamera des Lasers dargestellt ist, der Zielstrahl wird jedoch über eine Linie 276 gescannt, die nicht exakt mit der X-Achse des optischen Systems oder der Augennachführeinrichtung ausgerichtet ist. Ein Techniker kann den gescannten Zielstrahl 276 mit der X-Achse des opti schen Systems und dem Augennachführsystem ausrichten, indem der gescannte Zielstrahl 276 zur wahren X-Achse 278 des op tischen Systems und der Augennachführkamera gedreht wird. Dann kann auf dem Augennachführsystem eine Linie überlagert werden, oder im optischen System kann eine Linie erzeugt werden, die der wahren X-Achse des Laserzielsystems ent spricht. Außerdem kann diese Ausrichtung durch Scannen des Zielstrahls auf der X-Achse und Gewährleisten, daß der ge scannte Zielstrahl mit der Ausrichtungsachse im optischen System oder auf der Sichtanzeige des Augennachführsystems übereinstimmt, periodisch verifiziert werden. Ähnlicherweise kann eine X-Y-Translationsausrichtung abgeglichen und veri fiziert werden.

Verwendung mehrerer Datentypen zum Ausrichten mehrerer Diagnose- und Behandlungssysteme

Fig. 10 zeigt eine andere Technik, wobei nicht nur Irisbilddaten erfaßt werden, sondern auch andere Datentypen, um die erfaßten refraktiven Daten oder Behandlungsprofile verschiedener Systeme aufeinander abzugleichen. Fig. 10 zeigt durch ein Topografiesystem 500, ein Wellenfrontsystem 502 und ein Lasersystem 504 erfaßte Ausrichtungsdaten. Wenn es für das Wellenfrontsystem 502 schwierig ist, Bilddaten der Iris I zu erfassen, oder wenn es erwünscht ist, das Auge vollständig aufzuweiten, bevor die Wellenfrontdaten erfaßt werden, kann durch die beschriebenen Techniken eine Ausrich tung ohne diese Daten ermöglicht werden. In diesem Fall er zeugt der Arzt gemäß einer Ausführungsform zunächst eine Be zugsmarkierung 506 auf dem Auge. Diese Bezugsmarkierung, 506 dient dann als Drehausrichtungsmarkierung bezüglich eines Umrisses der Iris 508. Das Wellenfrontsystem erfaßt die Wellenfrontaberrationsdaten zusammen mit den Pupillenumrißdaten 508 und der Bezugsmarkierung 506.

Dann wird das Topografiewerkzeug 500 verwendet. Das To pografiewerkzeug 500 erfaßt jedoch die Irisbilddaten, wie durch die Irisbilddaten 510 dargestellt. Es erfaßt auch den Umriß der Iris 512 sowie die zuvor erzeugte Bezugsmarkierung 514, die der Bezugsmarkierung 506 entspricht. Diese beiden Merkmale werden gleichzeitig erfaßt, wie durch das Bild 516 dargestellt, so daß das Topografiesystem 500 eine Transla tions- und Drehbezugsinformation zwischen dem Irisbild 510, dem Irisumriß 512, der zugeordneten Bezugsmarkierung 514 und den erfaßten Topografiedaten selbst hält. Außerdem kann das Topografiesystem seine Daten basierend nicht auf dem Iris bild 510, sondern stattdessen auf dem Umriß der Iris 512 und der Drehbezugsmarkierung 514, mit einem Wellenfrontsystem 502 kombinieren. D. h., das Topograffiesystem 500 und das Wel lenfrontsystem 502 gleichen, wenn ihre Daten kombiniert wer den, um einen refraktiven Korrekturablauf zu entwickeln, ih re Daten basierend auf den erfaßten Irisumrissen 512 und 508 sowie auf den Drehbezugsmarkierungen 514 und 506 ab.

Vorzugsweise wird auch das Irisbild 510 gespeichert, so daß, wenn der Behandlungsablauf berechnet wird, auf dieses Irisbild 510 Bezug genommen werden kann. Dann wird dieses Irisbild 510 durch das Lasersystem 504 verwendet, um das durch das Lasersystem 504 erfaßte Echtzeit-Irisbild 518 aus zurichten.

Daher verwendet das Lasersystem 504 das Irisbild 518 selbst, das Wellenfrontsystem 502 verwendet den Umriß des Irisbildes 508 mit einer Bezugsmarkierung, und weil das To pografiesystem 500 beide verwendet, können sowohl die An fangsdiagnosedaten zwischen dem Topografiesystem 500 und dem Wellenfrontsystem 502 als auch das Behandlungsprofil basierend auf diesen Daten abgeglichen werden, wenn die Ablation durch das Lasersystem 504 ausgeführt wird.

Dies kann insbesondere nützlich sein, wenn das Topogra fiesystem 500 und das Wellenfrontsystem 502 anfangs verwen det werden, um Diagnosedaten zu erfassen und das Lasersystem 504 nur später verwendet wird. Eine vorübergehend verwendete Bezugsmarkierung, die als Bezugsmarkierungen 514 und 516 er faßt wird, kann, z. B. durch einen medizinischen Stift, auf dem Auge aufgebracht werden. Obwohl diese Markierung ver schwunden sein kann, wenn das Lasersystem 504 später verwen det wird, kann, weil das Irisbild 510 zusammen mit dieser Bezugsmarkierung 514 durch das Topografiesystem 500 erfaßt wurde, das Lasersystem 504 sein eigenes erfaßtes Irisbild 518 verwenden, um die Behandlung auszurichten.

Außerdem könnte die Bezugsmarkierung selbst entbehrlich sein. Wenn das Wellenfrontsystem 502 und das Topografiesy stem 500 gleichzeitig oder ohne Bewegung des Auges oder Kopfs des Patienten verwendet werden, kann vorausgesetzt werden, daß eine geeignete Drehausrichtung aufrechterhalten wird. Dann muß das Wellenfrontsystem 502 lediglich den Umriß der Iris 508 erfassen und ihn dem durch das Topografiesystem 500 erfaßten Umriß der Iris 512 zuordnen. Dies kann erreicht werden, indem das Auge des Patienten fixiert wird, oder in dem der Kopf des Patienten fixiert wird und die beiden Dia gnosesysteme ohne Kopfbewegung des Patienten in Position be wegt werden. Wenn diese Technik verwendet wird, kann es au ßerdem wünschenswert sein, ein Drehbezugsbild zu verwenden, wie beispielsweise das nachstehend unter Bezug auf Fig. 13 beschriebene Segelboot, um auch die Drehausrichtung zwischen den Augen zu gewährleisten, wenn das Wellenfrontsystem 502 und das Topografiesystem 500 verwendet werden.

Es sind verschiedene Permutationen dieser Anordnung möglich. Gemäß Fig. 11A erfaßt ein Topografiesystem 520 Irisdaten 522, erfaßt jedoch auch als Teil seiner Analyse eine Astigmatismusachse 524. Dann erfaßt ein Wellenfrontsy stem 526 auch Wellenfrontdaten, jedoch kein Irisbild, es er faßt jedoch den Umriß der Iris, wie durch den Kreis 528 dar gestellt. Das Wellenfrontsystem erfaßt auch eine Astigmatis musachse 530. Dann werden diese Astigmatismusachsen verwen det, um die durch das Topografiesystem 520 und das Wellen frontsystem 526 erfaßten Daten aufeinander abzugleichen. Als Alternative dieser Technik ist, wie in Fig. 11B darge stellt, ein Illuminationsdiodenring 532 auf dem Wellenfront system 502 installiert. Die durch ein Bild 534 dargestellten Reflexionen dieser Dioden werden durch eine Pupillenkamera des Wellenfrontsystems 502 erfaßt. Basierend auf der Störung von Positionen dieser Illuminationsmuster des Illuminations diodenrings 532, die durch das Bild 534 erfaßt werden, wird wiederum eine Astigmatismusachse 536 erfaßt, die der durch das Topografiesystem 520 erfaßten Astigmatismusachse zuzu ordnen ist. Dadurch wird ein zusätzliche Basis bereitge stellt, mit der Daten vom Topografiesystem 520 und vom Wel lenfrontsystem 526 aufeinander abgleichbar sind. Außerdem können in diesem Fall beide Astigmatismusachsen auf dem durch die Augenoberfläche erzeugten Astigmatismus basieren anstatt auf dem Gesamtbrechungsfehler des Auges, der durch das durch das Wellenfrontsystem 526 erzeugte Wellenfront ablationsprofil erhalten wird.

Andere Alternativen weisen ein System auf, in dem zwei Bilder überlagert werden. Außerdem können verschiedene Be nutzerschnittstellenwerkzeuge den Arzt unterstützen, ein schließlich der vorstehenden Cursorpositionierung und der Softwarerotation des Behandlungsprofils.

Außerdem muß die Verwendung der Irisdaten oder anderer Ausrichtungsdaten nicht kontinuierlich sein. Die Irisdaten können als Anfangsausrichtungwerkzeug verwendet werden, und dann können während einer Diagnoseanalyse oder einer refrak tiven Behandlung andere, einfachere Ausrichtungtechniken verwendet werden, z. B. ausschließlich die Positionierung der Iris. D. h., die Irisdaten können verwendet werden, um die Drehausrichtung festzulegen, und dann kann der Umriß der Iris verwendet werden, um während einer Behandlung eine Translationsausrichtung aufrechtzuerhalten. Außerdem kann die Drehausrichtung während einer refraktiven Analyse oder Behandlung in Abhängigkeit von der Verarbeitungsleistung pe riodisch "stichprobenartig" geprüft werden, auch während ei ne Translationsausrichtung basierend auf dem Umriß der Iris selbst aufrechterhalten wird.

Patienten- und Augenvalidation

Als zusätzlicher Vorteil kann, wenn der Patient liegt und das Bild der Iris I (Fig. 2C und 5) 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. Ähnlich erweise 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. 7 zeigt ein Blockdiagramm eines bevorzugten Wel lenfrontsensors 300. Der Wellenfrontsensor 300 arbeitet ähn lich 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 Wellenfrontsensor 300 Licht (typischerweise eines Lasers) auf die Netzhaut 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 zurückgestreute) und auf eine Linsenanordnung abge bildete Licht. Basierend auf optischen Aberrationen in den optischen Komponenten des Auges entwickelt das System eine Gesamtwellenfrontaberrationsanalyse basierend auf dem zu rückkehrenden Licht. Im allgemeinen werden, um die Analyse auszuführen, aus dem zurückkehrenden Licht durch eine Lin senkamera virtuelle Bilder auf einem Sensor der Linsenkamera erzeugt. Aus diesen Bildern entwickelt der Wellenfrontsensor eine Wellenfrontaberrationskarte, um darzustellen, welche Korrekturen der optischen Komponenten des Auges erforderlich sind, durch die Normalsichtigkeit (Emmetropie) oder nahezu Normalsichtigkeit erhalten wird.

Um das Auge E des Patienten geeignet auszurichten, kön nen zwei in Fig. 12 dargestellte 660 nm Laserdioden 302 un ter Winkeln zum Auge E ausgerichtet werden. Wenn Lichtflecken 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, 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 Vorrichtung 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). Beispielsweise kann eine Kamera des Typs ICX 039DLA von Sony Corporation sowohl als Linsenkamera 312 als auch als Pupillenkamera 328 verwendet werden. Die Linsenanordnung 324 erzeugt virtuelle Bilder auf dem Lichterfassungselement (z. B. CCD-Anordnung) der Linsenkamera 312 aus dem vom Spiegel 322 reflektierten, zurückkehrenden Licht. Das λ/4-Plättchen 320 kann dazu bei tragen, den Anteil des unerwünschten zurückgestreuten oder Streulichts zu reduzieren, um die Signalintensität oder den Kontrast der virtuellen Bilder zu verbessern. Die Linsenan ordnung 324 fokusiert Teile des Lichts, das anfangs die op tischen Komponenten des Auges E durchlaufen hat, so daß die refraktiven Wellenfrontaberrationseffekte des Auges E, ähn lich wie von Williams beschrieben, bestimmt werden können. Diesbezüglich können, wenn die Wellenfrontaberrationen und damit der Phasenfehler des Auges E einmal bestimmt worden sind, diese in ein erforderliches Ablationsprofil transfor miert 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 entfer nen und Sehfehler zu korrigieren oder zu verbessern. Ein Verfahren zum Bestimmen eines geeigneten Profils besteht einfach darin, die Wellenfrontdaten so zu skalieren, daß die Daten im allgemeinen der von der Hornhaut des Patienten zu entfernenden Gewebemenge entsprechen. Es können Markierungen auf dem Auge E verwendet werden, um die Ausrichtung des Au ges E während der Erfassung der Wellenfrontsensordaten 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. 12 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.

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 eines Patienten 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 Ausrichtungsverfahren diskutierten Steuerungssystem 156 gleich oder ähnlich ist. Für einen Vergleich werden Daten von der Linsenkamera 312 verarbeitet und als Aberrationsda ten bereitgestellt.

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 Netzh 07355 00070 552 001000280000000200012000285910724400040 0002010014479 00004 07236aut zur Iris ein klares Bild der Oberfläche des Auges E erzeugen.

Fixationsziel

Der Wellenfrontsensor 300 (und 102) verwendet auch ein Bild, das als Fixationsziel 334 verwendet wird, wie in Fig. 10 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 bereitgestellt, wobei ein nicht einschränkendes Beispiel eines Fi xationsziels das in Fig. 10 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. 10, 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.

Schlußfolgerung

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

Fig. 1

10

Abbilden der Iris in Verbindung mit Diagnosewerk zeug(en)

12

Entwickle Behandlung normiert auf Irisbild

14

Gleiche Laserziel und Behandlungsmuster auf Iris bild ab

16

Führe Behandlung aus

Fig. 2A

normalize to iris/Normiere auf Iris
to

144

(Figure 2C)/Zu

144

(

Fig.

2C)

Fig. 2B

normalize to iris/Normiere auf Iris
to

144

(Figure 2C)/Zu

144

(

Fig.

2C)

Fig. 2C

144

Erzeugte Behandlung

Fig. 3

162

Oberflächentopografiebasiertes Ablationsprofil

164

Wellenfrontbasiertes Ablationsprofil

166

Kombiniertes Ablationsprofil

Fig. 4

460

Ultraschall

462

Hornhautoberflächentopografie

464

Kombiniertes refraktives Diagnosewerkzeug

466

Aberrometer

Fig. 6

148

Bild von Diagnosewerkzeugen

146

Gewünschte Behandlung

206

Bild von Lasersystem

214

Tatsächliche Behandlung

Fig. 7

260

Stelle erfaßte Irisdaten dar

262

Stelle Echtzeit-Irisbild dar

264

Zentriere Echtzeit-Irisbild

266

Stelle identische Achsen auf erfaßten Daten und auf Echtzeitbild dar

268

Drehe Auge, bis Merkmale der erfaßten Irisdaten mit Merkmalen der Echtzeitdaten übereinstimmen

Fig. 8A

misalignment/Fehlausrichtung
Press footswitch. . ./Drücke Fußschalter zum Aktivieren des Augennachführsystems

Fig. 10

500

Topografiesystem

502

Wellenfrontsystem

504

Lasersystem

Fig. 11A

520

Topografiesystem

526

Wellenfrontsystem

Fig. 12

302

Laserdiode 660 nm

304

Augenbeleuchtung

306

Laserdiode 780 nm

308

Strahlenteiler R = 20%, T = 80%

310

Polarisationsstrahlenteiler

312

Linsenkamera

314

Prisma

316

Spiegel

318

Strahlenteiler R = 20%, T = 80%

320

λ/4-Plättchen

321

Kleine Linse und Blende

322

Spiegel

323

Abgleichkamera

327

Blende

328

Pupillenkamera

332

Strahlenteiler R = 50%, T = 50%

334

Fixationsziel

336

Beleuchtung
E Auge

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 das 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 bestimmten 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 Korekturinstruments 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.

46. Verfahren zum Abgleichen refraktiver Werkzeuge, wobei das Verfahren die Schritte aufweist:
Erfassen erster Irisbilddaten durch ein erstes re fraktives Werkzeug;
Erfassen zweiter Irisbilddaten vom gleichen Auge durch ein zweites refraktives Werkzeug; und
Abgleichen der zweiten Irisbilddaten des zweiten Werkzeugs mit den ersten Irisbilddaten.

47. Verfahren nach Anspruch 46, ferner mit dem Ausrichten eines dritten refraktiven Werkzeugs mit den Schritten:
Erfassen erster alternativer Ausrichtungsdaten des Auges durch das erste refraktive Werkzeug;
Erfassen zweiter alternativer Ausrichtungsdaten durch ein drittes refraktives Werkzeug; und
Abgleichen der ersten alternativen Ausrichtungsda ten des ersten refraktiven Werkzeugs mit den zweiten alternativen Daten.

48. System zum Abgleichen refraktiver Diagnose- und Behand lungsdaten mit:
einem ersten ophtalmischen refraktiven Werkzeug, das erste refraktive Daten verwendet, wobei das erste ophtalmische refraktive Werkzeug dazu geeignet ist, er ste ophtalmische Ausrichtungdaten zu erfassen und diese Daten als Bezugsdaten für die ersten refraktiven Daten zu halten;
einem zweiten ophtalmischen refraktiven Werkzeug, das zweite refraktive Daten verwendet, wobei das zweite ophtalmische refraktive Werkzeug dazu geeignet ist, zweite ophtalmische Ausrichtungdaten als Bezugsdaten für die zweiten refraktiven Daten zu erfassen; und
einer Einrichtung, die die ersten refraktiven Da ten durch Abgleichen der ersten Ausrichtungsdaten mit den zweiten Ausrichtungsdaten den zweiten refraktiven Daten zuordnet.

49. System nach Anspruch 48, wobei das erste und das zweite ophtalmische refraktive Werkzeug ein
Hornhauttopografiewerkzeug;
ein Wellenfrontaberrationswerkzeug; oder
ein für eine refraktive Korrektur geeigneter Laser ist.

50. System nach Anspruch 48, wobei die ersten und die zwei ten Ausrichtungsdaten
Irisdaten; oder
Astigmatismusdaten; oder
Irisumrißdaten und Markierungsdaten sind.

51. System nach Anspruch 48, wobei die Zuordnungseinrich tung eine zum Berechnen eines refraktiven Laserbehand lungsmusters geeignete Recheneinheit ist.

52. System nach Anspruch 48, wobei die Zuordnungseinrich tung eine Einheit in einem Laser ist, der dazu geeignet ist, das Laserziel auszurichten.