操作性矫正眼睛的缺陷视觉的治疗设备、生成其控制数据的方法、以及操作性矫正眼睛的缺陷视觉的方法

摘要

描述一种用于操作地矫正眼睛(3)中的近视或远视的治疗设备，所述治疗设备(1)具有由控制装置(12)控制并通过施加激光束(2)分离角膜组织的激光装置(L)，其中所述控制装置(12)被设计为控制所述激光装置(L)，以向角膜(5)中发出激光束(2)，从而在角膜(5)中分离透镜体状体(18)，在所述体和所述角膜(18)之间的距离的增加产生预期矫正。当控制激光装置(L)时，所述控制装置(12)预定义透镜体状体(18)，从而所述体具有在5至50[mu]m之间的区域内的最小厚度(dM)。对于近视矫正，最小厚度(dM)出现在体(18)的边缘上，以及对于远视矫正，最小厚度(dM)出现在视觉轴(OA)的区域中。

说明书

技术领域

本发明涉及外科矫正眼睛中的缺陷视觉的治疗设备，所述治疗设备具有由控制装置控制并通过施加激光辐射分离角膜组织的激光装置，所述控制装置适于以在角膜中隔离透镜体(lenticular volume)的方式控制激光装置向角膜中发出激光辐射，该从角膜去除透镜体实现了预期的矫正。

本发明还涉及生成用于治疗设备的激光装置的控制数据的方法，所述治疗设备用于操作地矫正眼睛中的缺陷视觉，其激光装置通过施加激光辐射分离角膜组织，其中在操作期间控制数据控制激光装置，用于以在角膜中隔离透镜体的方式向角膜中发出激光辐射，这种从角膜去除透镜体实现了预期的矫正。

最后，本发明涉及用于操作地矫正眼睛中的缺陷视觉的方法，通过施加激光辐射，分离角膜组织并由此在角膜中隔离和去除透镜体，这种从角膜去除透镜体实现了预期的矫正。

背景技术

矫正人眼的缺陷视觉的常规方法是一副眼镜。然而，同时屈光矫正手术的使用也逐渐增加，所述手术通过改变眼睛的角膜实现缺陷视觉的矫正。在这种情况下，操作方法的目的是选择性地改变角膜，以影响光的折射。为此，已知有不同的外科方法。目前广泛使用的是已知为激光辅助的原位角膜磨镶术，简称LASIK。在这种情况下，首先从一侧角膜的表面分离角膜薄片，并折叠到另一侧。这个薄片可通过机械微型角膜刀或通过已知为激光角膜刀(例如由美国Intralase公司、Irvine销售的)来分离。一旦将薄片分离并折叠到一侧，LASIK操作提供激基激光的施加，其通过烧蚀来去除这样暴露的角膜组织。一旦用这种方法蒸发了位于角膜中的体，则将角膜薄片折叠回其原始位置。

应用激光角膜刀暴露薄片(还称为瓣)是有利的，因为这样降低了感染的风险，并增加了切割的质量。具体地，可非常等厚地生成薄片。切割还潜在地更平滑，这降低了即使在操作之后保留的由于这个分界面引起的随后光扰动。

当通过激光辐射在角膜中生成切割面时，向组织中引入常规的脉冲激光辐射，脉冲长度通常小于1ps。结果，为了触发光击穿必要的针对各个脉冲的光焦度密度被限制在很小空间区域。由此，US 5984916清楚地公开了光击穿的空间区域(在这种情况下所生成的反应)高度依赖于脉冲持续时间。因此，与上述短脉冲组合的激光束的高度聚焦能够在角膜中非常精确地采用光击穿。为了生成切割，在预定点生成一系列光击穿，结果形成切割面。在上述激光角膜刀中，切割表面形成在使用激光烧蚀之前向下折叠的薄片。

在常规LASIK方法中，暴露的角膜组织被蒸发；这还称为通过激光辐射的角膜“研磨”。在这种情况下，按照激光脉冲的数目及其能量针对暴露角膜的每个表面元素设置用于矫正缺陷视觉所必要的去除体。根据激光脉冲的数目和能量去除不同的材料量。

近来，先前所述的操作方法在第一测试中已经有所描述并被检查。激光辐射用于分隔角膜中的体，并随后去除形成该体的组织部分。因为在这种情况下通常也使用脉冲激光辐射，所以参照飞秒晶体提取或简称FLEx。所述体被称为透镜体。

现在，适于通过烧蚀激光辐射研磨角膜的试验值不能够用于屈光眼部手术的FLEx方法，一方面，作为蒸发要去除的材料的方法，其中通过烧蚀暴露的角膜组织没有去除从角膜要去除的体，在角膜中通过三维切割面分离并由此适合于切除，另一方面，去除分离的体有很大不同。因为在常规LASIK操作中没有这样的切割表面，所以这特别地应用于限制要去除体的切割表面的选择。因为这些面具有不同的表面结构，所以在操作之后的治愈处理也有所不同。

手动去除需要组织部分的一定机械稳定性，即除了预期的屈光影响之外的其他需求。此外，期望为了定形使得治愈处理的屈光影响最小化，或至少可预测。

如果隔离的体在其手动提取期间被破坏(撕破)，则其本身将不存在对于屈光影响的任何问题。然而，有必要尽可能完整地去除隔离的体：应该严格遵循需求，特别在光相关区域(开放的瞳孔投影在角膜上)，以避免随后的光学像差。因此，在隔离体的一部分的去除中，隔离体的撕破将与主要的额外力相关，结果更加不安全，并损坏屈光疗法的成功。

此外，期望在治愈处理期间(已知为退化)尽可能轻微和可预测的做出屈光改变。

因此，总的来说，与常规LASIK方法相比，在通过FLEx的缺陷视觉的屈光矫正中，在许多领域存在不同的需求、并且在某些情况下存在新的需求。

发明内容

因此，本发明的目的在于提供一种如开端所述类型的治疗设备或方法，使得用于透镜体的切割面有利于安全去除以及治疗处理。

根据本发明，通过一种用于外科矫正眼睛中的远视的治疗设备实现这个目的，该治疗设备具有由控制装置控制并通过施加激光辐射分离角膜组织的激光装置，所述控制装置适于控制激光装置向角膜中发出激光辐射，从而在角膜中隔离透镜体，这种从角膜去除透镜体实现了对远视的预期的矫正，其中所述透镜体具有后面和前面，其边缘经由边缘面连接，其中由边缘面和包含眼睛的视觉轴的面构成的截面曲线在垂直于视觉轴方向上的宽度大于这样的宽度，该宽度在相同投影面具有直线，在后面或前面的各个面上垂直于后面或前面的边缘，并将前面连接至后面或其名义延长部分。

通过一种生成用于治疗设备的激光装置的控制数据的方法实现这个目的，其中所述治疗设备用于外科矫正眼睛中的远视，所述激光装置通过施加激光辐射分离角膜组织，其中所述控制数据控制所述激光装置的操作，用于向角膜中发出激光辐射，从而在角膜中分离透镜体，所述透镜体从所述角膜的去除实现了预期的远视矫正，其中所述控制数据定义所述透镜体具有后面和前面，其边缘经由边缘面连接，其中由边缘面和包含眼睛的视觉轴的面构成的截面曲线在垂直于视觉轴方向上的宽度大于这样的宽度，该宽度在相同投影面具有直线，在后面或前面的各个面上垂直于后面或前面的边缘，并将前面连接至后面或其名义延长部分。

最后，还通过一种外科矫正眼睛中的远视的方法实现这个目的，其中通过施加激光辐射，分离角膜组织并由此在角膜中隔离和去除透镜体，所述透镜体从角膜的去除实现了预期的远视矫正，其中所述透镜体提供后面和前面，其边缘经由边缘面连接，其中由边缘面和包含眼睛的视觉轴的面构成的截面曲线在垂直于视觉轴方向上的宽度大于这样的宽度，该宽度在相同投影面具有直线，在后面或前面的各个面上垂直于后面或前面的边缘，并将前面连接至后面或其名义延长部分。

本发明确保被去除的体，即，在眼睛角膜中分离的组织部分具有足够的稳定性，由此以足够的确定性防止在去除期间或从眼睛角膜去除时组织部分的脱落。在这种情况下，本发明基于发现眼睛角膜组织在一定剩余厚度以下更脆弱。根据本发明，在该剩余厚度的范围内设置最小厚度。在从5至50微米的范围内的最小厚度确保角膜组织不脱落，因此防止了任意不希望的颗粒的形成(如果他们留在眼睛角膜中则引起更差光质量)。

最小厚度的问题出现在远视矫正和近视矫正中。在远视透镜体去除时，在视觉轴的范围内(即在透镜体的中心区域内)提供最小厚度。另一方面，在近视透镜体中，在边缘处提供最小厚度。

发明人发现，对于矫正的总体光质量来说，去除比本身所需更多的体(即提供用于透镜体的最小厚度)是有利的。意外地，对于基本所有外科治疗的这个矛盾(在通过组织使得内伤尽可能少的情况下尝试)导致更好的光质量，因为不存在眼睛角膜中组织碎片的风险。因此，根据本发明的方法大大降低了后操作矫正的需求。

本发明实施例额外地利用最小厚度来防止在FLEX方法中发生的由于分离和重施加角膜薄片(其被不利地插入或不能够平滑地位于在移除的体的边缘)而出现的后操作(衰退)问题。为了避免这种类型的衰退问题，本发明提供大边缘区域(其与用于分离透镜体的后切割面接合)，由此针对角膜薄片生成几乎不引起衰退的转换区域。如果这个转换区域优选地同样位于光有效区域之外，即，在适应黑暗的眼睛的瞳孔以外，进一步降低其他不良副作用的风险。优选地，转换区域具有0.1和1mm之间的宽度。

还发现，如果边缘面尽可能垂直通向前面，则特别地有效地降低衰退。这种类型的过程特别意外，在位于这里的角膜薄片的这种垂直开口的情况下，甚至可能发生从角膜的前表面垂直远离的距离。该垂直开口一方面设置了最小边缘厚度，另一方面证明了如果边缘面额外地具有在这个垂直开口以下的第二部分(朝向视觉轴更加倾斜)，则相对于衰退更不存在问题。作为这个配置的结果，透镜体具有优选地在5和50微米之间的边缘厚度。还发现，这种类型的边缘厚度相对于衰退不存在问题，但是同时确保可有效去除组织部分，因为边缘厚度以一定的确定性防止在分离组织部分时颗粒从边缘脱落。相比于组织部分的较小的边缘厚度、以及由此在边缘面的短的、垂直打开部分，这种类型的颗粒在去除组织之后大大影响了角膜薄片的定位。因此，本发明的这种配置采用边缘结构，初看起来其为不利的，但是结果由其实现更低衰退，即，相比于实际预期尽可能窄的边缘具有更好的内向生长行为。

可通过许多方式实现边缘面的第二部分，其朝向视觉轴更倾斜。一个可能的实例是与第一部分成角度并位于相对于视觉轴的方向从80°至100°角的直线段。然后，边缘面的第二部分可理解为斜面。然而，曲线段也是可能的，例如基于经过视觉轴的点的凹段，即，朝向视觉轴的弯曲第二部分。在这种情况下，第二部分随后可通过例如圆形的形式来设计。

在本发明的发展范围内，更大范围的几何适于边缘，他们都通过提供所述大转换区域正面地影响衰退行为。

在本发明实施例中，将边缘结构与用于角膜体的尺度规则组合，后者限定了在体去除之后角膜具有的曲率半径。因此，本发明的发展不仅允许了衰退优化的边缘结构，而且允许后面和前面的分析计算。

在这种情况下，在矫正之后的角膜前表面的曲率的描述开始于指定了一副眼镜的折射光焦度B_BR的缺陷视觉数据，其适合矫正缺陷视觉并必须位于角膜顶点之前的距离d_HS处，以实现缺陷视觉的预期矫正。这些参数的确定是眼科建立的标准，并允许使用现有的测量器具。显然，在这种情况下使用的测量数据也可代表散光缺陷或更高像差级的缺陷，从而用于描述由体降低的角膜曲率半径的等式具有相应角度参数(基于柱坐标)，如在附图的描述的以下等式(1)中所示。

因此，参照根据本发明的设备或根据本发明的方法的实施例，其中前面位于距角膜的前面恒定距离d_F处，后面是弯曲的并具有曲率半径R_L＝R_CV^＊-d_F，其中R_CV^＊满足以下等式：R_CV^＊＝1/((1/R_CV)+B_BR/((n_c-1)·(1-d_HS·B_BR)))+F，以及R_CV是在去除体之前的角膜的曲率半径，n_c是角膜的材料的折射光焦度，F是矫正因子，B_BR是适于矫正缺陷视觉的一副眼镜的折射光焦度，以及d_HS是为了通过一副眼镜实现缺陷视觉的预期矫正具有折射光焦度B_BR的一副眼镜必须位于角膜顶点之前的距离。

矫正因子F是从体去除得到的视觉轴上的眼睛角膜厚度降低的光效应的测量。在简化计算中，因子F可设置为0。在更精确计算中，F可如下计算：F＝(1-1/n_c)·(d_C^＊-d_C)，其中d_C和d_C^＊分别指示在去除体之前和之后的角膜的厚度，并且半径R_CV^＊可迭代计算，使得在每个迭代步骤中，从差(R_CV^＊-R_CV)推导厚度改变(d_C^＊-d_C)，并且将对于厚度改变从中获得的相应结果应用于在下一迭代步骤中的R_CV^＊的计算。对于F的迭代计算可例如在以下情况下被终止：如果对于两个迭代步骤之间的F都保持在小于特定限度值的差。

在实施例中提供的具有曲率(与在体去除之后的角膜的前表面相关)的后面允许特定简单定义限定体的面，因为前面现在位于角膜前表面下方的恒定距离处，并且光矫正受到后面的形状的影响。然后，仅对于后面部分的定义进行特定的计算，而并非对于前面部分。还发现，这种类型的方法同时允许对后面部分的简单分析描述。

可无需人工参与地执行根据本发明的准备控制数据的方法。具体地，可通过计算机例如根据眼睛的测量数据确定来自适当输入的控制数据。当确定控制数据时，根本不需要医生的参与，并且在确定控制数据时也不需要医疗介入。这种介入不需要发生，直到应用了先前确定的控制数据。

在本说明书描述的方法步骤中，根据本发明的设备包括在设备的运行期间关心方法步骤的执行的控制器。

附图说明

以下，将参照附图通过实例更详细描述本发明，其中：

图1是用于矫正缺陷视觉的治疗设备或治疗装置的示意图；

图1a是关于图1的治疗装置结构的示意图；

图2是示出使用图1的治疗装置在缺陷视觉矫正中向眼睛中引入脉冲激光辐射的原理的视图；

图3是图1的治疗装置的另一示意图；

图4在子图(a)、(b)和(c)中示出在缺陷视觉的情况下说明人眼中矫正的需求的示意图；

图5是通过眼睛角膜示出为了矫正缺陷视觉要去除的体的截面图；

图6是通过眼睛角膜的在图5的体去除之后的截面图；

图7是类似于图5的截面图；

图8是通过眼睛角膜的示出体去除的截面图；

图9a是在眼睛角膜上示出在缺陷视觉矫正期间生成的切割面的俯视图；

图9b是相对于图9a的俯视图示出为了远视矫正去除体的概括的截面图；

图10a是类似于图9a但是在矫正近视的情况下的视图；

图10b是类似于图9a但是同样用于矫正近视的视图；

图11a是类似于图9a但是相对于体的去除具有不同切割引导的视图；

图11b是类似于图9b但是用于图11a的俯视图的截面图；

图12a是类似于图9a但是用于限制为了矫正缺陷视觉去除的体的不同类型边缘切割的截面图；

图12b是图9a的边缘切割的放大部分图；以及

图12c和12d是类似于图12b但是用于边缘面的不同几何的放大边缘切割视图。

具体实施方式

图1示出与EP 1159986A1或US 5549632中所述类似的用于眼部外科方法的治疗装置1。治疗装置1通过治疗激光辐射2实现患者4的眼睛3中的缺陷视觉的矫正。缺陷视觉可包括远视、近视、老视、散光、混合性散光(散光包括在一个方向远视，在位于其直角的另一方向近视)、非球面缺陷和高阶像差。在上述实施例中施加治疗激光辐射2，作为聚焦在眼睛3中的脉冲激光束。在这种情况下，脉冲持续时间在例如飞秒范围内，并且激光辐射2通过在角膜中的非线性光效应起作用。激光束具有例如50至800fs短激光脉冲(优选地100-400fs)，其具有10和500kHz之间的脉冲重复频率。在所述示例性实施例中，装置1的组件通过集成控制单元控制，但是这个单元当然还可以单独方式实现。

在使用所述治疗装置之前，使用一个或多个测量装置来测量眼睛3的缺陷视觉。

图1a示意性示出治疗装置1。在这个变型中，治疗装置具有至少两个子装置或模块。激光装置L向眼睛3发出激光束2。在这种情况下，激光装置L完全自动运行，即，激光装置L在变换激光束2的相应开始信号时启动，并以这个方式生成切割面(其以随后所述的方式构成)并分离眼睛角膜中的体。激光装置L预先经由控制线(将不进行更详细地指定)从设计装置P接收运行所需的控制数据，作为控制数据组。传输发生在激光装置L的运行之前。当然，还可以无线地通信。作为直接通信的备选，还可设置空间上与激光单元L分离的设计单元P，并提供相应数据传输信道。

优选，将控制数据组发送至治疗装置1，并且还优选地，激光装置L的运行被阻止，直到在激光装置L上存在有效的控制数据组。有效的控制数据组可以是在原理上适用于治疗装置1的激光装置L的控制数据组。此外，有效性还可关联于通过的进一步测试，例如在控制数据组中额外提交的与治疗装置1相关的细节，如装置序列号，或与患者相关的细节，例如患者标识号，是否对应于例如从治疗装置读出的或只要患者处于操作激光装置L的正确位置就独立输入的其他细节。

设计单元P从治疗眼睛所需的治疗数据和缺陷视觉数据生成控制数据组，将其提供至激光单元L用于执行外科手术。经由接口S将他们供应至设计单元P，并且在示例性实施例中他们源自先前测量患者4的眼睛的测量装置M。当然，测量装置M可按任意期望方式向设计单元P发送相应测量和缺陷视觉数据。

数据可通过存储器芯片(例如通过USB或存储器棒)、磁存储器(例如软盘)、通过无线电(例如WLAN、UMTS、蓝牙)或以硬线方式(例如USB、FireWire、RS232、CAN Bus、以太网等)发送。当然，在设计单元P和激光装置L之间的数据传输也可采用相同的方式。

对于数据的传输在测量装置M到治疗装置1的直接无线电或有线连接(可以使用变型)具有如下优点：以最大可能的确定性排除错误的测量和缺陷视觉数据的使用。特别地，这特别应用于当患者通过床装置(图中未示出)从测量装置M或测量装置转移到激光装置L时，其中所述床装置通过如下方式与测量装置M或激光装置L交互：各个装置检测患者4是否在测量或引入激光辐射2的适当位置。这样，可在患者4从测量装置M转移至激光装置L的同时，将测量和缺陷视觉数据发送至治疗设备1。

优选地，适当的装置确保设计单元P始终生成与患者4相关的控制数据组，并且不正确的控制数据组的错误使用的风险几乎被排除。

图2中示意性示出激光束2的效应。治疗激光束2通过未指定的光学元件聚焦于眼睛6的角膜5。在角膜5中生成焦点，其覆盖点6，并且其中激光辐射能量密度很高，以致于在眼睛中出现与脉冲长度相结合的非线性效应。例如，脉冲激光辐射2的每个脉冲可在眼睛5的角膜中的各个点6处生成光击穿，这个击穿随后启动在图2中示意性指出的等离子体泡。结果，在角膜5中，通过这个激光脉冲分离组织。尽管仅在焦点中实现生成击穿的状态，当生成等离子体泡时，组织层分离包括激光辐射2的焦点覆盖的比点6更大的区域。为了通过每个激光脉冲生成光击穿，能量密度(即激光辐射的流量)必须大于一定的、依赖于脉冲长度的阈值。这个关系根据例如DE 69500997T2是本领域普通技术人员已知的。

备选地，还可这样生成脉冲激光辐射的组织分离效应，在一个区域(重叠于多个激光辐射脉冲的点6)中发出多个激光辐射脉冲。然后，多个激光辐射脉冲协作以实现组织分离效应。

然而，治疗装置1使用的组织分离的类型与下文的描述无关；重要的是使用脉冲的治疗激光辐射2。例如，可通过如WO 2004/032810A2所述的治疗装置1。还重要地，大量激光脉冲聚焦形成组织中切割面，其形状取决于激光脉冲焦距在/设置在组织中的图形。图形预定了焦点位置的目标点，其中在所述点处发出一个或多个激光脉冲(多个)，并且预定了切割面的形状和位置。目标点的图形对于以下所述的方法和设备很重要，并且以下将更详细描述图形。

现在，为了执行缺陷视觉的矫正，通过分离组织的那些层利用脉冲激光辐射从角膜5中的区域去除物质，由此隔离物质，并随后使得物质去除。物质的去除影响了角膜中的体的改变，导致角膜5的光学成像效应的改变，其尺度是精确的，因此以致于先前确定的缺陷视觉尽可能地被矫正。为了隔离要去除的体，将激光辐射2的焦点引导至角膜5中的目标点，通常在定位于上皮和Bowman薄膜以下并且Descemet薄膜和内皮以上的区域中。为此，治疗装置具有在角膜5中移动激光辐射2的焦点位置的机构。这在图3中示意性示出。

在图3中包括治疗装置1的元件，仅限于理解焦点的转移所需。如上所述，激光辐射2聚焦于角膜5中的焦点7，并且在角膜中的焦点7的位置转移，从而为了在各个点处生成切割面，向角膜5的组织中引入从激光辐射脉冲聚焦的能量。通过激光8提供激光辐射2作为脉冲辐射。xy扫描仪9(其通过围绕基本正交的轴偏斜的两个电流计镜在变型中实施)二维地偏斜来自激光8的激光束，从而在xy扫描仪9之后，出现偏斜的激光束10。因此，xy扫描仪9使得基本垂直于激光辐射2的入射主方向的焦点7的位置移动至角膜5中。除了xy扫描仪9，提供z扫描仪11(其作为例如可调节望远镜实施)用于调节深度位置。z扫描仪11提供焦点7的z位置(即其在入射光轴上的位置)用于移动。z扫描仪11可设置在xy扫描仪9的下游或上游。因此，以下通过x、y、z指示的坐标涉及焦点7的位置的移动。

对于治疗装置1的作用原理，对于空间方向的各个坐标的分配并非必不可少；然而，为了说明简单的目的，以下z指示沿着激光辐射2的入射光轴的坐标的所有情况，x和y指示在垂直于激光束入射方向的屏幕中相互正交的坐标。当然，本领域普通技术人员知道，在角膜5中的焦点7的位置还可以是其他坐标系统中所述的三维；具体地，坐标系统不必是矩形坐标系统。因此，xy扫描仪9围绕轴彼此偏斜直角并非强制性的；相反，可使用能够在不含光辐射的入射轴的平面内调节焦点7的任何扫描仪。因此，斜角坐标系统也是可能的。

此外，非直线坐标系统也可用于描述或控制焦点7的位置，将在以下更详细论述。这种类型的坐标系统的实例有球形坐标以及柱形坐标。

为了控制焦点7的位置，xy扫描仪9以及z扫描仪11(共同形成三维焦点移动装置的特定实例)经由未指定的线路通过控制器12致动。激光器8也是如此。控制器3确保激光器8以及三维焦点移动装置的适当同步操作(通过xy扫描仪9以及z扫描仪11以示例性方式实现)，从而角膜5中的焦点7的位置以最终分离特定体的材料的方式移动，随后去除影响缺陷视觉的期望矫正的体。

控制器12根据限定焦点移动的目标点的预定控制数据运行。通常，将控制数据概括在控制数据组中。在一个实施例中，控制数据组将目标点的坐标定义为图形，其中在控制数据组中的目标点的序列定义焦点位置的连续设置，并因此最终定义路径曲线(在本文中还简称为路径)。在一个实施例中，控制数据组包含目标点作为用于焦点位置移动机构的特定设置值，例如用于xy扫描仪9和z扫描仪11。为了准备眼科外科方法，即，在执行实际外科方法之前，在图形中确定目标点以及优选地其顺序。外科治疗必须被预先设计，其方式为定义治疗装置1的控制数据，其数据的应用随后实现对于患者4最佳的缺陷视觉的矫正。

第一步是定义要从角膜5分离并随后去除的体。如参照图1a先前所述，这需要确定矫正的需求。图4示出子图a)、b)和c)，患者4的眼睛中的光学状态。在未缺陷视觉矫正时，情况如子图a)所示。角膜5与眼睛的晶状体13一起影响位于无限远的物体聚焦在位于视网膜14之后的轴z上的焦点F。在这种情况下，成像效应一方面来源于眼睛的晶状体13(当眼睛不适时，晶状体放松)，以及另一方面来源于眼睛的角膜5，其基本上通过角膜的前面15和角膜的背面16定义，并且同样由于其曲率也具有成像效应。角膜5的光效应通过角膜的前表面的曲率半径R_CV引起。子图a)仅以示例性方式表示缺陷视觉；实际上，可存在上述更复杂的缺陷视觉。然而，以下描述也同样适用，尽管某些具体等式可随后包含额外角度依赖性，尽管没有明确引用。

为了矫正缺陷视觉，以一副眼镜形式的前透镜17通过已知方式位于在眼睛3之前距离角膜5的顶点d_HS处，如图4的子图b)所示。透镜17的折射光焦度B_BR被修改，从而透镜作为整体移动系统的远点，即，由一副眼镜和眼睛构成的系统从焦点F移动至矫正的焦点F^＊(位于视网膜14上)。

对于本说明书中使用的命名，应注意，对于变量增加星号表示他们是在矫正之后获得的变量。因此，焦点F^＊是在光矫正之后出现的焦点，这是通过一副眼镜的透镜17实现的，如图4的子图b)。

在合理的假设：角膜5的厚度的改变主要改变了角膜的面向空气的前表面15的曲率半径，但是未改变面向眼镜内部的角膜的后表面16的曲率半径，因此通过去除体来修改角膜的前表面15的曲率半径R_CV。

由体减少的角膜5具有通过随后矫正的焦点F^＊位于视网膜14上的方式改变的成像效应。在矫正之后，存在角膜的改变的前表面15^＊，并且即使没有一副眼镜也实现缺陷视觉的矫正。

因此，确定角膜的修改前表面15^＊要实现的曲率，以定义目标点的图形。在这种情况下，在确定相应参数是眼用光学元件中标准方法时，开始点是一副眼镜的透镜17的折射光焦度。以下公式适于一副眼镜的透镜17的折射光焦度B_BR(φ)：

(1)B_BR(φ)＝Sph+Cyl·sin²(φ-θ)

在该等式中，Sph和Cyl指球形和散光折射缺陷分别实现的矫正值，θ指柱形(散射)缺陷视觉的柱轴的位置，例如，在验光时是本领域普通技术人员已知的。最后，参数φ指的是眼睛的柱坐标的系统，并且在看向眼睛时逆时针计数，例如在眼用光学元件中常规的。现在，通过值B_BR，如下设置角膜的修改的前表面15^＊的曲率：

(2)R_CV^＊＝1/((1/R_CV)+B_BR/((n_c-1)·(1-d_HS·B_BR)))+F

在等式(2)中，n_c指角膜材料的折射光焦度。各个值通常为1.376；d_HS指具有折射光焦度B_BR的一副眼镜必须位于远离角膜顶点的距离，以通过一副眼镜生成缺陷视觉的期望矫正；B_BR指根据等式(1)的一副眼镜的上述折射光焦度。对于折射光焦度B_BR的指示还可包括除正常球形或柱形矫正之外的缺陷。然后，B_BR(因此，自动地R_CV^＊)具有额外坐标相关性。

矫正因子F考虑角膜厚度的改变的光效应，并且可看作第一近似中的恒定因子。为了高精度矫正，可根据以下等式计算因子：

(3)F＝(1-1/n_c)·(d_C^＊-d_C)

在这种情况下，d_C和d_C^＊分别是光矫正之前和之后的角膜厚度。为了精确确定，R_CV^＊被迭代计算，从而在第i计算中，从差(R_CV^＊-R_CV)推导变量(d_C^＊-d_C)，并且将从其获得的用于厚度改变的结果应用于第(i+1)计算。这可执行，直到满足最终标准，例如，如果厚度改变的结果的差在两个连续迭代步骤中小于相应定义限度。这个限定可经由恒定差来定义，例如相应于适于治疗的折射矫正的精度。

如果不管眼睛角膜厚度的改变(对于简化方法完全可允许)，则可将等式(2)中的矫正值F设置为0用于简化计算，即，不管和忽略。意外地，获得以下简单等式用于修改的角膜5^＊的折射光焦度：

B_CV^＊＝B_CV+B_BR/(1-B_BR·d_HS)

这个等式通过等式B_CV^＊＝(n-1)/R_CV^＊以简单方式向本领域普通技术人员提供了角膜的前表面15^＊的半径R_CV^＊，其必须在修改之后如下出现以获得缺陷视觉的期望矫正：R_CV^＊＝1/((1/R_CV)+B_BR/((n_c-1)·(1-d_HS·B_BR)))。

对于体，其的去除影响了角膜的前表面15的曲率的上述改变，现在定义分离体的边界面。由此，优选地必须考虑如下事实：如果可能在适应黑暗的眼睛的瞳孔的尺寸上扩展，则矫正区域的直径，并因此去除体的直径。

在第一变型中，使用本领域普通技术人员已知的多种方法来定义限定体的自由面，所述体的去除影响曲率的改变。为此，沿着z轴确定曲率的预期修改所需的厚度改变。这根据r、φ(柱坐标)提供体，并且这随后提供其边界面。

简单的分析计算导致以下第二变型，其中通过两个面部分构成体的边界面：面向角膜的表面15的前面部分和相对的后面部分。图5示出相应状态。体18通过位于角膜的前表面15下方恒定距离d_F处的前切割面19限定为朝向角膜的前表面15。该前切割面19还称为(通过激光角膜刀模拟)瓣面19，因为其允许，在眼睛的角膜5中，与朝向边缘的开口切割结合，薄层以瓣的形式从下面的角膜5升起。当然，这种除去预先隔离的体18在这里也是可以的。

前切割面19具有通过角膜的前表面15下方的d_F所定位的曲率段。如果在外科治疗期间前表面是球形，则可对于瓣面19指定比曲率半径R_CV小d_F的曲率半径。如对于优选变型的下文所述，接触镜可确保在生成切割面19时角膜的前表面15是球形(在生成切割面的时刻)，从而目标点的图形生成球形切割面。尽管在接触镜的拆除之后眼睛3的放松可随后导致非球形切割面19，但是其仍旧在与角膜的前表面15或15^＊的恒定距离处。

其次，要从角膜5去除的体18由后切割面20(其通常不在与角膜的前表面15的恒定距离处)限定。因此，后切割面20将实施为使得体18具有透镜体的形式，由此后切割面20还称为透镜体面20。在图5中通过实例示出用于近视矫正的后切割面，同样地如具有曲率半径R_L的球形面，其中这个曲率的中心与角膜的前表面15的曲率(同样是图5中的球形)的中心不一致。在远视矫正中，R_L大于R_CV-d_F。

图6示出在去除体18之后的状态。角膜的修改的前表面15^＊的半径现在是R_CV^＊，并且可根据例如之前所述的等式计算。在这种情况下，去除的体18的中心厚度d_L决定了半径改变，如图7所示。在该图中，球形帽的高度h_F可通过前切割面19来定义，球形帽的高度h_L可通过后切割面20来定义，并且要去除的体18的厚度d_L也可指示为其他变量。

由于在角膜的前表面15和前切割面19之间的恒定距离，后切割面20定义了在去除体18之后的角膜的前表面15^＊的曲率段。因此，例如，在考虑柱形参数进行缺陷视觉矫正时，后切割面20将具有依赖于角度的曲率半径。对于图7中所示的透镜体面20，通常应用以下等式：

R_L(φ)＝R_CV^＊(φ)-d_F

或，在柱坐标(z，r，φ)中：

z_L(r，φ)＝R_L(φ)-(R_L²(φ)-r²)^1/2+d_L+d_F

当未考虑散光时，排除对于φ的依赖性，并且透镜体面20是球面。然而，考虑缺陷视觉的柱矫正的需求，透镜体面20通常具有在各个轴上不同的曲率半径，并且曲率半径当然大部分具有相同顶点。

此外，这自然清楚地，在近视柱矫正的情况下，在瓣面19和透镜体面20之间的交点的理论线不位于一个平面，即，在恒定z坐标处。透镜体面20的曲率的最小曲率半径是φ＝θ+π/2；当然，最大半径在柱面缺陷视觉的轴θ上，即φ＝θ。与图7所示不同，在缺陷视觉的矫正时，瓣面19和透镜体面20的顶点理论上一致，并且透镜体面20比瓣面19弯曲地更强烈。获得透镜体的厚度d_L，作为近视的中心透镜体厚度。

在近视矫正的情况下，作为透镜体的体18理论上在边缘处具有透镜体面20和瓣面19的交线。在远视矫正时，始终提供有限的边缘厚度，因为透镜体面20没有瓣面19弯曲地大。然而，在这种情况下，中心透镜体密度理论上等于0。

除了瓣面20和透镜体面19，提供额外边缘面，其在边缘处限定由瓣面20和透镜体面19限定的体18。还使用脉冲激光束执行该边缘面的切割。以下参照图12a-c描述边缘面的结构。

在远视矫正时，通常提供有限的边缘厚度，因为透镜体面20没有瓣面19弯曲地大。然而，在这种情况下，中心透镜体密度理论上等于0。除了瓣面20和透镜体面19，提供额外边缘面，其在边缘处隔离由瓣面20和透镜体面19限定的体18。还使用脉冲激光束执行该边缘面的切割。

由在角膜的前面15的恒定距离处的前切割面19以及后切割面20限定的体18的图中所示实施例仅是限定体18的一个选择。然而，其具有以下优点：基本通过仅一个面(透镜体面20)限定光矫正，从而边界面的其他面部分的分析描述更简单。

此外，从角膜的前表面15和角膜的后表面16相对于体的距离提供最佳安全余量。在角膜的前切割面19和前表面15之间的剩余厚度d_F可设置为例如从50到200微米的恒定值。具体地，可这样的选择：疼痛敏感的上皮保持在角膜的前表面15下方的瓣面19所形成的薄片中。球形瓣面19的形成还取决于先前角膜曲率计切割；这对于接受该方法是有利的。

在生成切割面19和20之后，随后从角膜5去除由此隔离的体18。这在图8中示意性表示，图8还示出例如通过等离子体泡的连续设置在焦点锥体21中入射的治疗激光束的作用下生成切割面19和20，从而在优选实施例中，通过适当三维地移动脉冲激光辐射2的焦点位置生成瓣切割面19和透镜体切割面20。

然而，备选地，在简化实施例中，可利用脉冲激光辐射通过在距离角膜的前表面15恒定距离处限定弯曲切割面19的目标点来形成瓣面19，以及可通过例如使用激基激光束通过激光烧蚀来去除体18。为此，可将透镜体面20定义为去除的边界面，尽管这不是必须的。然后，治疗装置1如已知的激光角膜刀一样工作；但是，在弯曲的角膜上生成切割面19。以上和以下分别所述的特征在这种变型中都是可能的，特别地只要涉及到边界面、其几何定义的确定以及控制参数的确定。

如果通过脉冲激光辐射生成透镜体面20和瓣面19，则在瓣面19之前形成透镜体面20是有利的，因为如果在透镜体面20上没有发生角膜5的改变，在透镜体面20中的光结果更好(或设置仅可实现)。

如图8所示，可通过允许体18在图8中所示的箭头23的方向中提取的边缘切割22来实现由脉冲激光辐射分离的体18的去除。然而，备选地，可通过如下方式实现边缘切割22：其以到角膜的前表面15的环的形式连接前切割面19(即瓣面19)，但是边缘切割没有围绕360°角延伸。这样分离的薄片保持在窄区域内连接至角膜5的剩余组织。然后，这个连接桥用作铰链，以能够将其他分离的薄片远离角膜5折叠，以及从眼睛的角膜5的剩余部分分离通过该方式可触的已经隔离的体18。当分别生成控制数据或目标点时，可预定义连接桥的位置。从而，由此所述的过程或装置分离角膜5中的体19，并生成薄片，其经由组织桥连接至眼睛的角膜的剩余部分，作为体上的盖。所述盖可被折叠，并且可去除体18。

为了生成切割面19和20，可以多种方法设置目标点。现有技术(例如WO 2005/011546)描述了可使用什么样的特定螺旋线(其例如以围绕基本垂直于光轴(z轴)的主轴的螺旋状线的方式延伸)在眼睛的角膜中生成切割面。扫描图形的使用(在线中设置目标点)也是已知的(见WO2005/011545)。显然地，可使用这些选择生成上述切割面。

在图9a和9b中可更详细地看见上述边缘面。在这些图中通过相同标号提供参照其他图已经描述的元素，从而不必再次描述他们。

图9a是在远视矫正情况下的角膜的前表面15上的俯视图，其中包括瓣面19以及透镜体面20(其边缘通过虚线指示)以及边缘切割22。图9a中还可看见由边缘面24实现的在透镜体面20的边缘和瓣面19之间的转换的区域。图9b中清楚可见这个边缘面24，图9b是图9a的视图沿线A-A的截面图。

现在，图9b(以及类似地以下图10b、11b和12a)所示的透镜体具有最小厚度，在远视矫正透镜体的情况下其位于视觉轴OA的区域中，但是在近视矫正时位于透镜体的边缘。最小厚度d_M或d_L确保以透镜体18形式要去除的组织部分足够稳定，从而在去除期间没有颗粒脱落或组织部分没有裂开。优选地，最小厚度在从5至50微米的范围内。在这种情况下，通过构成眼睛的角膜的薄片层的层厚度提供更低的限值。基本不小于5微米确保了透镜体仍旧在其最薄点处具有至少一个薄片层，由此提供足够的稳定性。

边缘面24影响了从透镜体面20到瓣面19的转换。在这种情况下，在图9b的实施例中其被设计为锥面，其相比于(在图9a的俯视图上的)可能定位的圆锥面位置更加倾斜，后者垂直于角膜的前面15或垂直于平行延伸的瓣面19定位。边缘切割22位于与视觉轴OA成角度α处，这个角度导致相对于角膜的前面的垂直段。

另一方面，边缘面24以更加倾斜方式延伸，从而当从光轴OA的方向上方或沿着该方向观察时边缘面24具有的宽度B大于例如边缘切割22。由此，相应角度β也大于角度α。

图10a和10b示出在近视透镜体的情况下(即在近视矫正时)的相应状态。在这种情况下，同样，提供边缘面24，并且其导致透镜体18的有限边缘厚度，这本身在考虑相比于瓣面10的更大曲率的透镜体面20时不提供，因为两个面至少在他们的延长部分具有交线，即，边缘将在交线中结束。

因此，根据图9b以远视形式存在的透镜体18的最小厚度出现在光轴OA上或接近于此，在根据图10b的近视透镜体中出现在边缘。由此，在图10b中的边缘处还示出最小厚度d_M。在这种情况下，同样，最小厚度具有以下效应：透镜体在去除期间足够稳定。

显然，图9b和10b的截面视图仅在不存在更高阶矫正(特别地，没有散光)时针对透镜体作为整体进行描述。如果存在散光，则相应地矫正透镜体面20以区别于球面；这还通过本领域普通技术人员已知方式影响了边缘面24。

最后，图11a和11b示出于图9a和9b相应的状态；然而，在这种情况下，被生成以暴露透镜体18的边缘切割22在相比于图9和10更大角度范围上延伸。

图9至11示出被设计为斜切的边缘面24。然而，边缘面24还具有与在截面中观察的线性段不同的结构。这通过图12a至d的实例示出。在这些图中，图12a代表与图9b、10b或11b类似的截面图。图12b至12d是由图12中的虚线指示的细节的放大图，并且代表对于边缘面24的结构的不同方案。

根据图12b，边缘面24包含2个部分25和26，他们在截面中基本是线性。第一部分25垂直于瓣面19。第一部分25的高度影响边缘的厚度dR。优选地，选择该厚度，以在从5至10微米的范围内，并确保当去除透镜体18时在边缘面24的范围内碎片不脱落。该碎片将具有对于内向生长很不利的影响，并将导致不希望的衰退。为了当去除透镜体时实现由瓣切割19分离的角膜薄片27的平滑定位(尽管第一部分25垂直位于瓣面19)，在图12b的实施例中，边缘面24的第二部分26具有朝向视觉轴的倾斜段。该倾斜段随后提供宽度B，其显著大于在垂直于瓣面19延伸的边缘24中提供的宽度。

图12c示出图12b的边缘面24的结构的修改，其中在垂直于瓣面19的第一部分25上形成连续弯曲的第二部分26，其在远离眼睛角膜的前表面15的区域中在透镜体面20和瓣面19之间成圆形。第一部分25的垂直磨合再次确保最小边缘厚度d_R，其防止在去除透镜体组织时组织部分从透镜体边缘脱落。优选地，最小边缘厚度是与中心厚度d_M相同的量级。

在根据图12d的边缘结构(以S形方式实现)中，这也可同样实现垂直于瓣面19的第一部分25。在考虑S形结构时，边缘面24的截面视图在这个配置中具有转折点，并且优选地第二部分26同样在透镜体面20中以直角结束。

接触镜具有其他优点：由于压在接触镜的球形下面26的结果，角膜的前表面15也自动地是球形。因此，当按压在接触镜上时，位于角膜的前表面15下方恒定距离处的前切割面19也是球形，导致大大简化控制。因此，优选地，独立于其他特征，使用在下面具有球形接触镜的接触镜，并通过前切割面19以及后切割面限制体，在角膜的前表面15以下的恒定距离d_F处作为球形面生成前切割面。后切割面的弯曲段不是从角膜的前表面分离距离d_F，而是对应于在眼睛放松时即在卸下接触镜之后用于校正缺陷视觉所期望的部分。同样情况分别适用于目标点的限定和操作方法。