CN102292055A - 用于生成手术矫正眼睛的有缺陷视力的控制数据的装置和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于生成控制手术矫正患者(4)的眼睛(3)的有缺陷视力的激光器(L)的控制数据的装置，该控制数据适于控制激光器(L)，该激光器通过将激光辐射(2)照射到眼睛(3)的角膜(5)中而切割角膜组织。该装置(12)生成该控制数据，以便该激光器(L)在操作期间根据该控制数据发射该激光辐射(2)，使得角膜(5)中的体积(18)被离析，从角膜(5)移除所述体积实现对有缺陷视力的期望矫正。为了确定该控制数据，该装置(12)计算减小了该体积(18)的角膜(5)所显示的曲率半径RCV *，该曲率半径RCV *局部变化并且满足下述方程：其中为在体积(18)移除之前角膜(5)的局部曲率半径，nc为角膜(5)的材料的折射率，F为系数，以及为在位于角膜(5)的顶点的平面内并且对有缺陷视力的期望矫正所要求的光学屈光度的局部改变，且存在至少两个半径r1和r2满足方程式

Description

用于生成手术矫正眼睛的有缺陷视力的控制数据的装置和方法
技术领域
在第一变型中，本发明涉及一种用于生成控制手术矫正患者跟睛的有缺陷视力的激光器的控制数据的装置，其中控制数据适于控制通过将激光辐射照射到眼睛的角膜中而切割角膜组织的激光器，该装置生成该控制数据，以便该激光器在操作期间根据该控制数据发射该激光辐射，使得角膜中的一体积被离析，从角膜移除该体积实现对有缺陷视力的期望矫正，并且为了确定该控制数据，该装置计算当减小该体积时该角膜具有的曲率半径。
在第一变型中，本发明进一步涉及一种用于生成控制手术矫正患者眼睛的有缺陷视力的激光器的控制数据的方法，其中控制数据适于控制通过将激光辐射照射到眼睛的角膜中而切割角膜组织的激光器，控制数据被生成，以便该激光器在操作期间根据控制数据发射该激光辐射，使得角膜中的一体积被离析，从角膜移除该体积实现对有缺陷视力的期望矫正，并且为了确定该控制数据，当减小该体积时计算该角膜具有的曲率半径。
在第二变型中，本发明涉及一种用于生成控制数据的方法，该控制数据适于控制用于手术矫正患者眼睛的有缺陷视力的激光治疗装置，其中矫正表面是预定的，该矫正表面将在角膜中产生以用于移除一体积并且该矫正表面相对于主入射方向是非旋转对称的，以及其中在该方法中，基于该矫正表面生成控制数据，使得在操作期间该激光治疗装置生成在角膜中作为切割面的该矫正表面，并且非旋转对称矫正表面适于当在激光辐射的主入射方向上观看时是圆形的轮廓。
在第二变型中，本发明进一步涉及一种用于生成控制数据的装置，该控制数据适于控制用于手术矫正患者眼睛的有缺陷视力的激光治疗装置，其中矫正表面是预定的，该矫正表面将在角膜中作为切割面产生以用于移除一体积并且该矫正表面相对于主入射方向是非旋转对称的，以及其中该装置基于该矫正表面生成控制数据，使得在操作期间该激光治疗装置在角膜中产生该矫正表面，并且在生成控制数据期间，该装置将该非旋转对称矫正表面调适到当在激光辐射的主入射方向上观看时是圆形的轮廓。
背景技术
眼镜是矫正人眼睛中的有缺陷视力的传统方式。然而，通过改动角膜来矫正有缺陷视力的屈光手术现在也愈来愈多地被使用。手术方法的目的是有选择地改动角膜从而影响屈光。已知用于此目的的不同的手术过程。当前最普遍的是所谓的激光辅助原位角膜磨镶术，也缩写为LASIK。首先，角膜的一薄层在一个侧面上从角膜表面被切割并且折叠到该侧面。此薄层可以借助机械微型角膜刀或者借助所谓的激光角膜刀(诸如例如由美国Irvine市Intralase Corp.所行销的)来切割。在薄层被切割并且折叠到该侧面时，LASIK操作使用准分子激光器，该准分子激光器通过消融而移除如此露出的角膜组织。在角膜中的体积以此方式汽化之后，角膜的薄层被折叠回到其原始位置。
使用激光角膜刀以露出薄层是有利的，因为感染的危险因此减小并且切割质量提高。特别地，可以以更加一致的厚度来产生该薄层。该切割也潜在地更加平滑的，这减小了由于即使在该操作之后残留的此边界表面引起的视力问题。为了产生该切割，在预定的各点形成一系列的眼睛切口，使得切割面因此形成。利用激光角膜刀，在使用激光消融之前，切割面形成将折叠回去的该薄层。
利用常规LASIK方法，露出的角膜组织被汽化，这也称为借助激光辐射“磨削”角膜。通过激光脉冲的数目以及它们的能量来设置露出的角膜的每个表面元的矫正有缺陷视力所必需的体积移除。因此，在LASIK方法中，为消融激光提供所谓的炮点文件，该炮点文件限定，对于角膜上的不同点，多久一次以及利用什么能量将激光束引导在角膜上的限定点上。体积移除被启发式地确定，这不仅是因为它在很大尺度上取决于激光束的消融效果，而且因此取决于所使用的辐射的波长、通量等。角膜的状态也发挥作用；特别地此处将提到角膜的含水量。WO 96/11655描述了一种用于LASIK方法的装置和过程。特别地，给出一个公式，该公式计算根据角膜的术前曲率半径和期望的屈光度矫正将获得的曲率半径。类似的计算描述于EP 1153584A1-也是用于借助LASIK的角膜消融。
US 5993438提出通过在角膜中汽化和吸收而从角膜移除一体积。
WO 2005/092172公开了在一个平面内确定的光学屈光度测量结果可以如何转移到另一平面内。该文献提到此过程可以用于不同眼睛治疗，特别地用于激光支持消融。
另一种基于激光的眼睛手术方法不是汽化将从角膜移除的体积，而是通过激光切割来离析该体积。体积因此不是被消融，而是通过三维切割面在角膜内被离析并且因此变得可移除。针对借助消融激光辐射来磨削角膜而发展的经验值不能用于这种方法。相反，需要控制数据来操作用于离析将从角膜移除的体积的激光器。一种用于眼睛手术的这样过程描述于US 6110166和US 7131968。不同体积形式示于US 6110166并且其提到可以由本领域技术人员选择适当的体积。
DE 102006053118A1描述了用于对有缺陷视力的体积离析矫正的控制数据的产生。
从来自Carl Zeiss Meditec AG的DE 102006053120A1和DE102006053119A1已知，使这种有缺陷视力的产生基于给出适合于矫正有缺陷视力的眼镜的光学屈光度的数据。从该公开文献(其因此描述了前述类型的方法和前述类型的装置)还已知，使用也带来散光的矫正或更高阶像差的矫正的数据。通过使用旨在用于传统眼镜矫正的用于有缺陷视力的数据，从DE 102006053120A1已知的方法实现了术前眼睛测量的大幅简化，因为眼镜矫正数据的产生是眼科的日常实践。然而，这种简化也意味着对可能的矫正结果的一定程度的限制，因为不可避免地只能实现对于通常眼睛也是可能的矫正。这里还将考虑到对于根据DE102006053120A1的方法，例如关于变焦距是可能的各矫正被排除，因为这种矫正总是假设取决于观看角度，视线在不同点轴穿过眼镜镜片，这使得其有可能能够使眼睛的不同光学属性对于不同观看角度是适用的(例如更朝向下方的阅读，或者更朝向远方的观看)。对于角膜屈光手术的情形这不成立，因为当观看方向改变时，眼睛的运动明显造成角膜也运动。因此，与眼镜镜片不同，当眼球转动时光学轴穿透角膜的点不改变。从DE 102006053120A1已知的方法因此只能使用比较简单的眼镜有缺陷视力矫正数据作为控制数据的输入变量，其结果是矫正的可能性相应地受限制。
从来自Carl Zeiss Meditec AG的DE 10334110A1已知产生一切割面，该切割面至少部分地界定将被移除的体积，从而通过使激光辐射的焦点沿着顺着轮廓线的轨道或沿着基于这种轮廓线的螺旋平移来矫正有缺陷视力。轮廓线在其中被限定或者该螺旋基于其被限定的平面取向为垂直于治疗激光辐射的主入射方向。沿着光学轴平移焦点，其为可调节的变焦镜头或类似物按常规如此操作，因此具有对沿着该路径的平移速度的最小可能约束。由于焦点的这种平移通常比偏转跨过治疗激光辐射的主入射方向慢得多，结果是快速产生切割面。
此公开描述了比如为了矫正散光，对超出球形矫正的有缺陷视力的矫正始终需要非球形切割面，比如椭球体形式的切割面。在此方面，DE10334110A1描述了这种切割面可以作为当沿着主入射方向观看时的圆形轮廓给出，如果操作的激光辐射在超出这种圆形轮廓的截面中被去激励。图11示出这种情况下获得的条件。通过角膜5的截面表示被示出，其中在该角膜中体积18被离析并且准备移除。体积18是由基本上平行于角膜前表面产生的前切割面(瓣表面19)和后切割面(透镜体表面20)限定的。透镜体表面20的俯视图33示于图11的底部。它确定在体积18移除时角膜15前部具有的曲率。图11示出将进行散光矫正的情形，这是透镜体表面20是椭球体的原因。因此，在图11顶部示出用于切割面20的两条切割线20.1和20.2，它们对应于椭球体表面的主轴H1和H2。在俯视图33中，体积18具有圆形轮廓。再者，椭球形透镜体表面20是由治疗激光辐射的焦点位置沿着其被平移的螺旋形路径32产生的，产生角膜5中的处理效果的激光脉冲的中心因此位于该表面上。为了实现透镜体表面20的圆形轮廓，在位于圆形轮廓外部的螺旋32的区域中，治疗激光辐射被消隐，即调整为使得在那里不出现处理效果。透镜体表面20和瓣表面19之间的连接于是可以由呈圆锥形包络的形状的简单透镜体边缘表面30来产生。在透镜体表面20的俯视图33中，这是由交叉阴影透镜体边缘区段31来说明的，对于将由瓣表面19、透镜体表面20和透镜体边缘表面30离析的整体体积18，该区段足够深地穿透到角膜内。
本发明因此涉及借助角膜内的激光辐射通过切割组织的一体积，该体积随后从角膜移除，来实现对人眼睛的光学成像误差的矫正的构思。由此获得角膜的光学屈光度的选择性改变。这种改变是局域化的，即位于组织体积从那里被移除的角膜的区域。眼睛的瞳孔通常被采用作为基础。
切割体积的移除改变角膜表面的几何，即曲率。为了获得对有缺陷视力的期望矫正，将被移除的切割体积因此就其形状而言必须具有特殊属性。
切割体积通常由三个边界表面基于典型LASIK方法来限定。前边界表面形成于角膜下方恒定距离处。在角膜由平坦接触玻璃平坦化时，这是特别简单的。由于此切割面定向地位于最前面，它被称为前表面，或者基于已知LASIK方法而称为瓣表面。
再者，体积由位于更深的切割面限制，该切面称为后切割面，或者由于该体积可以看作透镜体而称为透镜体表面。因此，确保了将被移除的整体体积改变角膜前表面的曲率。这两个表面其中之一，一般为后切割面，通常具有对于矫正有缺陷视力是决定性的几何。
原则上，可以这样设想，设计前表面和后表面使得它们具有公共切割线。首先，在矫正远视时这是不可能的，因为将被移除的体积在中心，即在视线轴的区域中必须比在边缘更薄。第二，在矫正远视时，出于操作原因而也会希望保证该体积在边缘处的某一最小厚度，从而能够将其容易地移除。前表面和后表面因此经由所谓的透镜体边缘表面而连接。切割体积通过这些三个切割面而变得是可移除的，因为该体积于是完全或者几乎完全被所述切割面围住。角膜内所述表面的绝对位置和相对范围固定该区段，其中在移除位于这些表面之间的切割体积之后，光学效果在所述区段内出现。此处，如已经所述，眼睛的瞳孔一般被采用作为基础。这种方法导致两个切割面，即前切割面和后切割面，所述两个切割面其中之一或二者可以是光学有效的，必须连接到在角膜内必须具有合适的位置的封闭体积。由于还存在设备方面的约束，比如激光束偏转的可能的自由度，以及还存在应用相关的要求，比如愈合过程中的回归效应、将被移除的组织的体积的手术处理属性、切割面的产生的最大容忍持续时间等，总体来说结果的边缘值问题显然变得复杂。
发明内容
本发明的第一变型的目的是发展出一种前述类型的装置或者前述类型的方法，以便可以以尽可能少的计算来产生用于手术矫正有缺陷视力的控制数据，并且同时也可以实现更复杂的矫正。
根据本发明在第一变型中该目的是利用在开篇中提到的那种类型的装置来实现，其中曲率半径RCV *局部地变化并且满足下述方程：
其中
Figure BPA00001406973200062
为在体积移除之前角膜的局部曲率半径，nc为角膜的材料的折射率，F为系数，以及
Figure BPA00001406973200063
为在位于角膜顶点的平面内对有缺陷视力的期望矫正所要求的光学屈光度的局部改变，其中存在至少两个半径r1和r2，对于所述半径
Figure BPA00001406973200064
成立。
根据本发明在第一变型中该目的是利用在开篇中提到的那种类型的用于生成激光器的控制数据的方法来实现，其中曲率半径RCV *局部地变化并且满足下述方程：
Figure BPA00001406973200065
其中为在体积移除之前角膜的局部曲率半径，nc为角膜的材料的折射率，F为系数，以及为在位于角膜顶点的平面内对有缺陷视力的期望矫正所要求的光学屈光度的局部改变，其中存在至少两个半径r1和r2，对于所述半径
Figure BPA00001406973200068
成立。
在第一变型中，本发明因此提供一种控制变量或参考变量，基于其可以尽可能精确地计算将被移除的体积并且因此离析角膜中该体积的切割面。它限定在移除由该治疗装置或方法离析的体积之后角膜将具有的曲率半径的方程。利用此方程可以按照解析上精确的方式计算将被移除的体积，并且特别是矫正有效表面。
经仔细检查，根据本发明在第一变型中用来计算将被移除的体积的方程显著不同于诸如在DE 102006053120A1中使用的方法。使用了不同的函数，该函数不再考虑位于距眼睛一距离处的眼镜的光学屈光度，而考虑写在圆坐标中至少光学屈光度的径向变化的分布。附加地，利用其来计算在手术矫正之后角膜必须具有的新曲率半径的这种光学屈光度的分布不再位于距角膜一距离处，而是给出了在位于角膜顶点的平面内矫正的必要。本发明采用DE 102006053120A1的解析方法并且同时放弃其中使用的眼镜矫正值，引入了光学屈光度的径向变化的分布，所述分布再现了位于角膜顶点的平面的矫正的必要。
因此，计算量没有显著增加，对有缺陷视力的更加广泛的矫正是可能的。比如，对应于先前眼镜矫正值的矫正值现在可以应用在围绕光学轴的中心区域中，例如应用在明视(phototopic)瞳孔的半径中，并且其它光学屈光度值可以用于更大的直径。因此可以通过在中心区域中，即在明视瞳孔的半径中实施对近视力的矫正(等同于阅读眼镜)和对远视力的矫正(等同于远视眼镜)来应对眼睛的老花。
矫正有效表面的体积或几何现在被确定或者可以现在根据本发明经由该方程来确定，使得在体积移除之后角膜具有所限定的曲率半径。
特别容易计算并且最重要的是也可以简单地实现的该体积的限定(但绝不是唯一的)通过边界表面来限制该体积而不约束于第一变型，该边界表面被分割为前表面和后表面部分(瓣表面和透镜体表面)，其中前表面部分位于距角膜前表面恒定距离dF处。术语“前”和“后”对应于常用医疗术语。附加边缘表面会是需要的(在矫正远视时)或有利的，从而连接两个表面部分并且同时保证最小的边缘厚度。
因为前表面部分(瓣表面)位于距角膜表面恒定距离处，此表面部分的形成特别简单。当然，后表面部分(透镜体表面)于是不一定位于距角膜前表面恒定距离处。光学矫正是通过成形后表面部分(透镜体表面)而发生的。通过这种方法，计算量大幅度简化，因为球形表面部分(前表面部分)计算特别简单并且计算量集中在确定后表面部分(透镜体表面)。利用这种方法，后表面部分(透镜体表面)具有一曲率模式，该曲率模式(除了一加法常数之外)可以与在体积移除之后角膜前表面的曲率模式相同。前表面部分(瓣表面)和角膜前表面之间的距离反映在该常数中。
根据本发明在第一变型中存在的光学屈光度的分布的径向依存性意思是，在极坐标中观看，对于所有角度存在至少两个半径，在所述半径存在光学屈光度的分布的不同值。
所使用的光学屈光度的分布可以作为使用角膜的角膜前部的波前测量或形貌测量的计算的结果而存在。相应地，根据本发明的方程(角膜体积的计算是基于该方程)也提供角膜的局部曲率半径。所选择的坐标系优选地以角膜的顶点为参照点。
如果形貌ZCV：R2→R3(位于角膜前部上的所有点
Figure BPA00001406973200081
的数量)已知，则比如通过具有半径R的球表面与围绕点
Figure BPA00001406973200082
的无穷小半径内的表面ZCV的最佳匹配，局部曲率半径
Figure BPA00001406973200083
可以被确定。也可以使用单独在径向方向上的曲率圆的拟合。那么：
Figure BPA00001406973200084
以此方式，将由屈光矫正
Figure BPA00001406973200085
实现的角膜前部的曲率半径的期望分布
Figure BPA00001406973200086
是借助根据本发明的方程来获得。
将要被移除的体积的厚度轮廓
Figure BPA00001406973200087
确定或者可以根据本发明由在移除具有局部曲率半径
Figure BPA00001406973200088
的体积之后角膜的形貌确定，则：
Figure BPA000014069732000810
如果离析体积从角膜移除，
Figure BPA000014069732000811
总是为正。然而，这不是矫正的有约束力的条件。通过引入附加体积到角膜中，同样有可能改变屈光矫正以及与此关联的角膜前侧面的半径。这种情况下总是为负。混合情形也是有可能的，其中
Figure BPA000014069732000813
具有正区域和负区域。实践中，如果比如对于近视的情形，通过提取组织来实现针对远视力的小的屈光矫正，并且同时通过植入小的镜片在光学区段的中心区域中来实现老花矫正，则情况就是这样。这种情况下，植入的厚度可以明确地大于将被移除的组织的体积的厚度以用于矫正近视，并且因此
Figure BPA000014069732000814
具有在中心区域的正值和在边缘区域的负值。
从形貌差异得到体积的厚度轮廓
Figure BPA00001406973200091
如果在矫正之后的期望的形貌
Figure BPA00001406973200092
是已知，则也确定厚度轮廓。
本领域技术人员现在可以使用分析或合适的算术方法通过在表面上二重积分根据确定选择出现的二重积分常数使得比如对于屈光矫正的期望治疗直径形成并且同时最小化将被移除的体积。
因此在第一变型中优选的是，在确定控制数据时，该装置固定光学屈光度的局部改变
Figure BPA00001406973200095
使得存在特征半径rch，对于该特征半径，光学屈光度的改变
Figure BPA00001406973200096
的径向函数为分段恒定的，因此
Figure BPA00001406973200097
用于矫正的光学屈光度的分布可以如已经所述在瞳孔的特定区域(例如中心区域以及边缘区域)具有不同值，从而实现这样的光学矫正，所述光学矫正即使对于大幅变化的视力条件仍实现最优结果，或者被单独地最佳调适，例如对于老年人的远视(老花)情形。
特别地，在第一变型中优选的是，在确定控制数据时，装置固定光学屈光度的局部改变
Figure BPA00001406973200098
使得存在特征半径rch，对于该特征半径，光学屈光度的改变
Figure BPA00001406973200099
的径向函数为分段恒定的，因此
Figure BPA000014069732000910
在光学屈光度的改变的部分恒定值之间会存在连续过渡。对于此版本，因此在第一变型中可取的是，在确定控制数据时，装置固定光学屈光度的局部改变
Figure BPA000014069732000911
使得存在两个半径ra和rb，对于所述半径，光学屈光度的改变
Figure BPA000014069732000912
的径向函数为分段恒定的，因此
Figure BPA000014069732000913
其中在ra和rb之间的过渡区域中，光学屈光度的改变
Figure BPA000014069732000914
的径向函数从Ba连续地推进到Bb。
作为特殊情形，光学屈光度的局部改变
Figure BPA000014069732000915
可以具有对称性，这使得有可能分离坐标之间的关系。这使得在产生控制值期间比如下述符号是有可能的：
Figure BPA000014069732000916
(乘法分离方法)
Figure BPA000014069732000917
(加法分离方法)。
如果光学屈光度分布不是角度依存的，则得到分离的特殊情形。由于就计算而言这是尤为简单的，优选的是在确定控制数据时，光学屈光度的局部改变是或者将按照无角度依存的方式被固定。
大体上此处应指出，光学屈光度和曲率半径可以通过简单方程从一个转变到另一个。因此：B＝(nc-1)/R，其中B为光学屈光度且R为分配给此光学屈光度的半径。因此，在本发明的框架内，有可能在任何时间在半径方法和光学屈光度方法或表示之间切换。在光学屈光度表示中在确定控制数据时使用的方程为：
当在此处提到角膜表面的半径时，也可以完全类似地使用光学屈光度，其结果为，如果根据所列举的依存性R被B替换，在此处有关角膜表面的半径的所有说明不言而喻地也类似地适用于光学屈光度的表示或方法。
本发明特别地在第二变型中的目的是将角膜内封闭体积的限定配置为尽可能对应用是有利的，并且特别是使能实现两个光学有效边界表面(即前表面和后表面(瓣和透镜体表面))之间的连接，使得二次生物物理和/或医学效应并不不利地影响预期光学矫正效果，其中所述表面至少其一是非旋转对称的。
根据本发明的第二变型该目的是利用用于生成控制数据的方法来实现，该控制数据适于控制用于手术矫正患者眼睛的有缺陷视力的激光治疗装置，其中矫正表面是预定的，该矫正表面将在角膜中产生以用于移除一体积并且该矫正表面相对于主入射方向是非旋转对称的，以及其中在该方法中基于矫正表面生成控制数据，使得在操作期间，激光治疗装置在角膜中产生该矫正表面，并且非旋转对称矫正表面适于当在激光辐射的主入射方向上观看时是圆形的轮廓，其中为矫正表面提供过渡区域，在该过渡区域中该矫正表面从非旋转对称形式调适到相对于主入射方向的旋转对称边缘，其中旋转对称边缘是圆形的并且位于一平面内，该平面垂直于主入射方向，并且该平面相对于主入射方向既不比矫正表面的最前点更靠前，也不比最后点更靠后。
根据本发明的第二变型该目的是利用用于生成控制数据的装置来另外实现，该控制数据适于控制用于手术矫正患者眼睛的有缺陷视力的激光治疗装置，其中切割面是预定的，该切割面将在角膜中产生以用于移除一体积并且该切割面相对于主入射方向是非旋转对称的，以及其中该装置基于矫正表面生成控制数据，使得在操作期间，激光治疗装置在角膜中产生该矫正表面，以及在生成控制数据期间，该装置将该非旋转对称矫正表面调适到当在激光辐射的主入射方向上观看时是圆形的轮廓，其中该装置为切割面提供过渡区域，在该过渡区域中该矫正表面从非旋转对称形式调适到相对于主入射方向的旋转对称边缘，其中旋转对称边缘是圆形的并且位于一平面内，该平面垂直于主入射方向，并且该平面相对于主入射方向既不比矫正表面的最前点更靠前，也不比最后点更靠后，其中所述两个表面至少其一是非旋转对称的。
为了理解本发明，关键的是区分限定必须被移除的体积从而矫正有缺陷视力的不同表面或切割面。基于已知的LASIK方法，体积由前表面限定，该前表面称为瓣表面或前表面。在后方，体积是由后表面或透镜体表面限定。这些表面至少其一影响角膜前部的术后曲率，即在体积移除之后角膜前部的曲率。在此处给出的说明书中，为了简化起见，假设此矫正有效表面为透镜体表面。然而这不应被认为是限制。(多个)有关表面的矫正有效区域称为矫正区段。在此说明书的框架内，此矫正区段是非旋转对称的，因为更高的像差(例如散光)也将被矫正。矫正区段为矫正有效表面(例如透镜体表面)的一部分。在计算矫正的必要性时或者在计算控制数据之前，矫正表面对于矫正区段是预定的。如果仅仅具有单一矫正有效表面，矫正表面的表面几何对于在手术过程之后的角膜的表面几何是决定性的。
矫正表面通常具有非旋转对称边缘，因为它是非旋转对称的。过渡区段连接该表面中的此边缘，该过渡区段延续矫正表面的非旋转对称边缘，使得整体切割面具有旋转对称边缘。矫正有关切割面(例如透镜体表面)因此由矫正区段和过渡区段构成，该矫正区段是由矫正表面预定的，并且该过渡区段将矫正表面延伸到旋转对称边缘上。
一般来说，瓣表面和透镜体表面仍然不界定完全限定的体积。仍然缺少将瓣表面的旋转对称边缘连接到透镜体表面的透镜体边缘表面。由于两个旋转对称边缘被连接，透镜体边缘表面可以设计成圆柱体套表面或者圆锥包络表面。
矫正表面对于矫正是预定的，如已经所述，当矫正更高像差时该矫正表面是非旋转对称的。首先，通过使围绕过渡区段的矫正表面完整来进行调适到旋转对称边缘。其次，然而，也有可能调整矫正表面的边缘区域，这通常是通过使实际预定矫正表面的仅特定中心部分实际上在切割面中并且过渡区段随后结合在该部分上来进行的。选择这两个选项的哪一个完全取决于预定矫正表面覆盖期望瞳孔区域的程度。如果它充分大于光学矫正将生效的期望的瞳孔区域，可以选择第二个命名选项(调整矫正表面的边缘区域)。在其它情况下，过渡区段将结合在矫正表面上。然而，从此处所述的原理的观点来说，这两个选项之间不存在显著差异。
使用单一个还是两个矫正有效表面也没有任何差异。如果仅仅使用一个矫正有效表面，该表面通常为透镜体表面，因为这也是通常首先产生的。然而，这不是至关重要的。如果使用单一矫正有效表面(例如透镜体表面)，另一表面(例如瓣表面)必须位于距角膜前部恒定距离处，因此一般来说是旋转对称的，因为否则它将具有矫正有效属性。当存在两个矫正有效表面时，关于此矫正有效表面的设计的结合仅仅一个矫正有效表面的实施例所阐述的内容当然同样适用于两个矫正有效表面。换言之，两个矫正有效表面设有相应过渡区段(或者通过调整或者通过延伸该表面边缘)，从而实现用于两个表面的期望的旋转对称的壁。
第二变型的本发明因此提供过渡区域(此处也称为过渡区段)，其总是附连到非旋转对称的表面的径向极限并且将此延续到旋转对称边缘上，该旋转对称边缘相对于主入射轴而言位于既不高于也不低于实际矫正表面本身之处。
如已经所示，由于将被提取的组织的体积的前切割面FA(瓣表面)和后切割面FP(透镜体表面)的几何的原因，形成屈光矫正。两个表面FA、FP的形状是通过局部光学屈光度
Figure BPA00001406973200121
的矫正来确定(见例如DE102006053120A1)。这两个表面的径向(横向)范围
Figure BPA00001406973200122
和
Figure BPA00001406973200123
至少与在其中应实现光学屈光度矫正的矫正区段的半径一样大。矫正区段通常覆盖角膜的光学区段，因此由帮助形成显示的光束穿透的区段成像在视网膜上。沿着这些边缘曲线
Figure BPA00001406973200131
和
Figure BPA00001406973200132
的两个表面FA和FP之间的最小距离通常不是恒定的(另见DE 102007053281A1)。
恒定过渡区域
Figure BPA00001406973200133
和附连到各个非旋转对称的限制表面和/或
Figure BPA00001406973200136
的边缘曲线，所述恒定过渡区域接着推进到圆形边缘中。过渡区域也可以附连到所述两个表面其中仅仅一个。
结果，因此确保了只有仍是旋转对称的边缘需要由透镜体边缘节段连接。针对此可以使用容易计算且快速产生的圆锥或圆锥包络表面。
对于所有类型的切割面生成基本上可以考虑过渡区域。如下文所解释，特别可取的是通过沿着预定路径布置一系列激光脉冲而生成切割面，所述激光脉冲被引入到角膜中。然而，这不是必需的；也可以考虑生成切割面的其它方式。受到技术上紧紧受限制的激光辐射z焦点平移的速度和加速度的约束，根据WO 002005011547A1的所谓轮廓线扫描方法适合于通过沿着路径布置一系列激光脉冲而生成任何弯曲切割面。
过渡区段使矫正表面完整或者将其调适为使得其具有旋转对称边缘。这可以通过下述而特别简单地进行：将过渡区域形成为位于垂直于主入射方向的平坦表面，结合到矫正表面的边缘上，该矫正表面的边缘被引导远至该平面，其中平坦表面位于该平面内并且该平面使矫正表面在圆形轮廓上完整。如果矫正表面的非旋转对称边缘仍然不位于一平面内，在此变型中切割面被完整，直至矫正表面的非旋转形状的边缘位于一平面内。
结合切割面(其中治疗激光辐射的焦点沿着路径被平移)的生成，存在不同可能性来设置该路径的曲线，使得可以特别容易地限定将非旋转对称边缘调适到圆形轮廓，因此调适到过渡区域。在第一变型中提供了：激光治疗装置适于将治疗激光辐射沿着主入射方向聚焦到眼睛的角膜内以及平移激光焦点在角膜内的位置；旋转对称边缘固定；以及控制数据被生成使得它们限定一路径，激光焦点沿着该路径被平移，其中该路径位于预定矫正表面内并且螺旋地从预定矫正表面内部行进到其边缘，其中控制数据延续过渡区域中的螺旋，使得每回转一次，预定矫正表面的边缘和旋转对称边缘之间的距离根据预定函数减小，优选地线性地减小。
该螺旋因此在每次回转中根据预定函数减小预定矫正表面的边缘和旋转对称的(圆形)边缘之间的距离。在矫正表面的非旋转对称边缘与圆形边缘之间的距离为短距离的区域中，该路径因此变得更窄，在存在比较大距离的区域中，该路径进一步分隔开。螺旋的连续回转之间的最小或最大距离可以通过旋转数目和函数选择而特别容易地设置。
如果如已经所述，过渡区域形成为平坦表面，该选项本身建议激光治疗装置适于沿着主入射方向将治疗激光辐射聚焦到角膜内以及平移激光焦点在角膜内的位置，并且生成控制数据使得它们预定一路径，激光焦点沿着该路径被平移，其中该路径位于预定矫正表面中并且从预定矫正表面的中心螺旋地行进到矫正表面的边缘，其中在过渡区域中该路径形成为位于平坦表面内的螺旋或者形成为同心圆，并且对于位于平坦表面内在沿着主入射方向观看时将与矫正表面交叠的螺旋或同心圆的那些节段，控制数据提供对激光辐射就其处理效果而言的去激活。
处理激光束因此被消隐，即设置为使得在形成平坦表面的螺旋或圆将与矫正表面交叠的那些区域中不存在处理效果。这可以通过控制合适的位于束路径内的调制器或衰减器来进行，或者通过对激光辐射源本身的合适控制来进行。本领域技术人员比如从US 2008/0021443A1(在这方面其公开内容全文被包含于此)知晓合适的手段。
可以实施根据本发明的所有变型的用于生成控制数据的方法，而不诉诸于人参与。特别地它们可以由计算机实现，该计算机在根据本发明的程序控制下实现根据本发明的方法并且根据相应预设置确定用于激光器的控制数据。特别是在生成控制数据时，不存在医生参与的需求，因为在生成控制数据中不涉及治疗过程。只有在先前确定的控制数据被采用时出现治疗过程。
在此说明书中描述用于生成用于手术矫正有缺陷视力的控制数据的方法或单独的方法步骤的场合中，所述方法或所述方法的单独步骤可以利用相应地调适的装置来实现。这类似地适用于对实现方法步骤的装置的操作模式的解释。在这个意义上说，此说明书的装置和方法特征是等同的。特别地，有可能利用一计算机实现该方法，其中根据本发明的相应程序在该计算机上运行。
此外，此处描述的各特征可以根据需要相互组合，只要它们在技术上不相互矛盾，特别地本发明的第一变型的各特征可以与第二变型的各特征组合。
附图说明
图1为用于矫正有缺陷视力的治疗装置或治疗设备的示意图；
图2为图1的治疗设备的结构的示意图；
图3为示出当利用图1的治疗设备矫正有缺陷视力时将脉冲激光辐射引入到眼睛中的原理的图示；
图4为图1的治疗设备的另一示意图；
图5为示出用于矫正有缺陷视力的将被移除的体积的通过角膜的示意性截面图；
图6为在移除图5的体积之后通过角膜的截面；
图7为与图5的截面图类似的截面图；
图8为通过角膜的示意性截面图以说明体积移除；
图9为在确定将被移除的体积时使用的光学屈光度的可能分布模式的图示；
图10为用于确定将被移除的体积的流程图；
图11为通过角膜的截面图从而结合后切割面的俯视图说明前和后切割面，其中切割面的设计对应于现有技术；
图12为通过角膜的截面图从而结合后切割面的俯视图说明前和后切割面，其中将切割面调适到圆形边缘的过渡区段来提供；
图13为对于不同成形的切割面和不同设计的过渡表面的与图12类似的图示；
图14为对于实现更高矫正的切割面的与图13类似的图示；
图15为与图14类似的图示，但是用于利用平坦化接触玻璃来矫正有缺陷视力；
图16为与图15类似的图示，但是没有过渡区段；以及
图17为与图16类似的图示，但是具有匹配非旋转对称边缘的过渡区段。
具体实施方式
图1示出用于眼睛手术过程的治疗设备1，该设备类似于EP1159986A1或US 5549632中描述的设备。借助治疗激光辐射2，治疗设备1在患者4的眼睛3上实现对有缺陷视力的矫正。有缺陷视力可以包含远视、近视、老花、散光、混合散光(这样的散光，其中存在在一个方向上的远视以及在与该方向成直角的方向上的近视)、非球形误差和更高阶像差。在所描述实施例中，应用治疗激光辐射2作为聚焦在眼睛3中的脉冲激光束。这种情况下的脉冲持续时间例如是在飞秒范围内，并且激光辐射2借助在角膜内的非线性光学效应起作用。激光束具有例如50fs-800fs(优选地100fs-400fs)的短激光脉冲，脉冲重复频率介于10kHz-500kHz。在所描述实施例中，设备1的各模块由集成控制单元控制，然而该集成控制单元控制当然也可以形成为独立单元。
在使用治疗设备之前，利用一个或多个测量装置测量眼睛3的有缺陷视力。
图2示意性示出治疗设备1。在此变型中具有至少两个装置或模块。激光器L发射激光束2到眼睛3上。在此情况下激光器L的操作是全自动的，即响应于相应启动信号，激光器L开始偏转激光束2并且由此生成切割面，该切割面按照将描述的方式建立并且离析角膜中的一体积。经由未更详细描述的控制线路，激光器L预先从计划装置P作为控制数据组来接收操作所必需的控制数据。在激光器L操作之前传送该数据。当然，也可以无线地进行通信。作为直接通信的可替换方案，有可能将计划单元P布置成与激光器L物理上分离，并且提供相应数据传送信道。
优选地，传送控制数据组到治疗设备1，以及更优选地，阻止激光器L的操作，直至在激光器L存在有效控制数据组。有效控制数据组可以是原则上适合于与治疗装置1的激光器L一起使用的控制数据组。然而，附加地，有效性也可以链接到通过另外测试，比如一旦患者处于用于激光器L操作的正确位置，附加地存储在控制数据组中有关治疗设备1的细节(例如设备序列号)或者有关患者的细节(例如患者标识号)是否对应于比如在治疗装置已经读出或者单独输入的其它细节。
计划单元P根据针对待治疗的眼睛已经确定的测量数据和有缺陷视力数据而生成控制数据组，所述控制数据组可供激光器单元L用于实现操作。它们经由接口S被供应到计划单元P，并且在所给出的实施例实例中是来自测量装置M，该测量装置M先前对患者4的眼睛进行测量。当然，测量装置M可以按照任何期望方式将相应测量和有缺陷视力数据传递到计划装置P。
传送可以是借助存储器芯片(例如利用USB或存储棒)、磁性存储器(例如磁盘)，利用无线电(例如WLAN、UMTS、蓝牙)或者有线连接(例如USB、火线、RS232、CAN总线、以太网等)。这当然同样也适用于计划装置P和激光器L之间的数据传送。
就在变型中可以使用的数据传递而言，测量装置M到治疗装置1的直接无线电或有线连接具有的优点为，以最大可能确定性排除了不准确测量结果和有缺陷眼睛数据的使用。特别在下述情况这是适用的：如果借助存储装置(图中未示)，患者从测量装置M或测量装置传递到激光器L，该存储装置与测量装置M或激光器L交互，使得各个装置辨别患者4是否处于用于测量或引入激光辐射2的各个位置。通过将患者4从测量装置M带到激光器L，测量和误差矫正数据到治疗装置1的传送也可以同时进行。
优选地，通过合适手段确保了计划装置P总是生成属于患者4的控制数据组并且实际上排除将不正确控制数据组错误地用于患者4。
激光束2的操作模式示意性示于图3。借助未更详细示出的镜片，治疗激光束2聚焦到眼睛6的角膜5中。结果，在角膜5中形成焦点，该焦点覆盖斑点6并且在该焦点中激光辐射的能量密度如此高，使得结合脉冲长度，导致眼睛中的非线性效应。比如，脉冲激光辐射2的每个脉冲可以在各个斑点6生成角膜5内的光学贯穿，该光学贯穿进而引起等离子体泡，其示意性示于图3。结果，角膜5内的组织被此激光脉冲切割分裂。当等离子体泡形成时，组织层分裂覆盖比由激光辐射2的焦点覆盖的斑点6大的区域，不过用于生成贯穿的条件仅仅在焦点内实现。为了使得由每个激光脉冲生成光学贯穿，激光辐射的能量密度，即，通量，必须高于某一阈值，该阈值取决于脉冲长度。本领域技术人员从比如DE69500997T2知晓这种关系。
可替换地，通过将若干激光辐射脉冲发送到一区域内，也可以由脉冲激光辐射产生组织切割效果，其中对于若干激光辐射脉冲，所述斑点6交叠。若干激光辐射脉冲于是一起起作用以实现组织切割效果。
然而，治疗设备1使用的组织切割的类型对于下面的说明书没有进一步关联，尽管在此说明书中描述了脉冲治疗激光辐射2。可以使用比如治疗设备1，诸如描述于WO 2004/032810A2。大量的激光脉冲焦点形成组织内的切割面，所述切割面的形式取决于激光脉冲焦点在组织中布置的模式。该模式指定一个或多个激光脉冲被发射所在的焦点位置的目标点，并且限定切割面的形式和位置。
现在为了实现对有缺陷视力的矫正，借助脉冲激光辐射通过切割组织层而从角膜5内的区域移除材料，因此离析该材料并且接着使得有可能移除该材料。材料的移除实现角膜体积的改变，这导致角膜5的光学成像效果的改变，所述改变被精确地计算使得先前确定的有缺陷视力因此尽可能被矫正。为了离析将被移除的体积，激光辐射2的焦点被引导朝向角膜5内的目标点，通常是在位于上皮和鲍曼氏膜下方且位于Decemet氏膜和内皮上方的区域内。为此目的，治疗设备1具有用于平移激光辐射2在角膜5内的焦点位置的机制。这示意性地示于图3。
在图4中，仅仅示出治疗设备1的各元件，只要它们对于理解焦点平移是必需的。如已经所述，激光辐射2捆束在角膜5中的焦点7内，并且焦点7在角膜内的位置被平移使得，为了生成切割面，来自激光辐射脉冲的能量被引入在各个点被聚焦的角膜3的组织内。激光辐射2由激光器8提供作为脉冲辐射。xy扫描仪9，其在一个变型中是由两个基本上正交地偏转的电流镜实现，在两个维度上偏转激光器8的激光束，使得在xy扫描仪9之后存在经偏转的激光束10。xy扫描仪9因此实现基本上垂直于激光辐射2的主入射方向将焦点7平移到角膜5内。为了调节深度位置，除了xy扫描仪9，还提供实现为比如可调节望远镜的z扫描仪11。z扫描仪11确保了焦点7的z位置，即，其在光学入射轴上的位置，被改变。z扫描仪11可以布置在xy扫描仪9之前或之后。在下文中被指定x、y、z的坐标因此涉及焦点7的位置的偏转。
单独坐标到空间方向的分配对于治疗设备1的操作原理不是至关重要的；但是为了简化描述，在下文中沿着激光辐射2的光学入射轴的坐标总是被指定z，并且x和y指定在垂直于激光束的入射方向的平面内彼此正交的两个坐标。本领域技术人员当然知晓，角膜5中焦点7的位置也可以由其它坐标系三维地描述，特别是该坐标系无需是矩形坐标系。因此xy扫描仪9没必要围绕相互成直角的轴偏转；相反，可以使用能够在光学辐射的入射轴不在其中的平面内平移焦点7的任何扫描仪。倾斜角坐标系因此也是有可能的。
另外，非笛卡尔坐标系也可以用于描述或控制焦点7的位置，如在下文也将进一步所解释。这种坐标系的实例为球形坐标以及圆柱形坐标。
为了控制焦点7的位置，xy扫描仪9以及z扫描仪11(它们一起实现三维焦点平移装置的特定实例)经由未更详细描述的线路由控制设备12来控制。这同样适用于激光器8。控制设备3确保激光器8以及三维焦点平移装置(通过实例的方式由xy扫描仪9和z扫描仪11实现)的适当同步操作，其结果为焦点7的位置在角膜5平移，使得最终特定体积的材料被离析，其中随后的体积移除实现对有缺陷视力的期望矫正。
控制设备12根据预定控制数据操作，所述控制数据预定用于平移焦点的目标点。控制数据通常收集在控制数据组内。在一个实施例中，这将目标点的坐标预定为一模式，其中控制数据组内目标点的序列固定焦点位置并排串行布置并且因此最终固定路径曲线(此处也简称为路径)。在一个实施例中，控制数据组含有作为焦点平移机制的特定参考值的目标点，例如用于xy扫描仪9和z扫描仪11。为了准备眼睛手术过程，因此在实际操作可以实施之前，目标点并且优选地它们的顺序也在该模式中被确定。必须预先计划手术过程以确定用于治疗设备1的控制数据，该控制数据的应用随后实现对患者4的有缺陷视力的最佳矫正。
首先，必须限定角膜5内待离析且之后被移除的体积。如已经参考图2所描述，这要求确立矫正的必要性。
就在本说明书中使用的命名法而言，可以注意到，值添加星号表示这些是在矫正之后获得的值。合理地假设角膜5厚度改变显著调整角膜面向空气的前表面15的曲率半径，但是不调整毗邻眼睛内部的角膜后部16的曲率半径，则角膜前部15的曲率半径RCV通过体积移除被调整。由于具有改变的角膜表面15*的前部的经调整曲率，减小了该体积的角膜5具有相应地调整的成像效果，结果是在视网膜14上现在存在经矫正的焦点。
为了确定目标点的模式，角膜前表面15*的将实现的曲率RCV *因此被确定。
使用值BCOR，经调整的角膜前表面15*的曲率现在按下述设置：
Figure BPA00001406973200201
在方程(1)中nc表示角膜的材料的光学屈光度。适当值通常为1.376；BCOR表示矫正有缺陷视力所需要的光学屈光度的改变。BCOR是径向依存的。径向依存性意思是存在半径r的两个值r1和r2，对于所述值，光学屈光度的改变在所有角度
Figure BPA00001406973200202
具有不同值。
光学屈光度的改变的可能模式的实例通过实例的方式示于图9，该图在作为半径r函数的不同示例性曲线Ka至Ke中示出函数BCOR。
Ka为根据DE 102006053120A1来自现有技术的眼镜的传统折射率，但是在图9的表示中已经参照了角膜的顶点的平面。在所引用的现有技术中，没有理由得到这样的参照关系。将它包含在此处的唯一目的是更好地与根据本发明的示例性曲线Kb至Ke比较。曲线Kb一直是恒定的直到超出半径rs的一半径，并且随后下降。半径rs因此是暗视瞳孔半径，即在夜视时的瞳孔半径。根据曲线Kc的光学屈光度的改变远至半径rs是部分恒定的，其中小于半径rp(其对应于明视瞳孔半径)时，存在从较高值到较低值的突然下降。这种在瞳孔截面上光学屈光度的矫正的变动对于老年人远视的情形是特别有利的。近视力通常发生在良好照明情况下，例如在阅读时。瞳孔于是由于良好照明而通常收缩到明视瞳孔半径。光学屈光度的矫正于是必须设置到近视力的最佳调适，例如大约25cm-70cm的最佳观看距离。对于其它极端情形，即夜视(其通常与往远方看相关联)(例如在夜晚驾驶时)，另一方面，瞳孔打开到其最大值。随后，瞳孔的区域，其具有矫正光学屈光度的不同(例如较低)值，也对光学成像有贡献。人脑能够矫正在视觉感知上具有这种视觉误差(对于瞳孔的中心和瞳孔的边缘区域的不同焦点位置)的成像。曲线Kc或Kd中示出的对光学屈光度的矫正曲线因此允许自觉地接受成像误差，焦点深度范围的放大，因为该成像误差被大脑补偿。
对光学屈光度的矫正随后再次从瞳孔半径rs下降。从解剖学角度来说，对光学屈光度的矫正无阶变下降到零是有利的。它允许在矫正范围的边缘处，即在将被移除的体积的边缘处，将经矫正角膜前部半径(该半径是基于该矫正被设置的)调适到角膜的原始曲率半径，即术前半径。回到图5的表示，这意思是存在在将被移除的体积的边缘区域中对这些半径的调节，在所述边缘区域处半径RF和RL收敛于图5的表示。结果，从在体积18已经移除的区域中出现的新角膜前侧半径R* CV到角膜的原始曲率半径RCV的过渡是比较柔和的。光学矫正因此在整体上更好，只是由于对光学屈光度的矫正的径向变化而实现了这一点。
对光学屈光度的矫正下降到零优选地发生在变暗的瞳孔半径外部的区域中，因此发生在不再与视力有关的角膜的区域中。
曲线Kd示出类似模式，但是此处存在从低于rp的光学屈光度的改变的第一值到在rs的第二值的平滑过渡。此外，通过实例的方式，此处第一值低于第二值。取决于对矫正的期望要求，这当然也可以用于曲线Kc。曲线Ke示出连续下降。
参考图9描述的具有径向依存性的局部变化的光学屈光度改变是在确定在手术中将被移除的体积时使用的光学屈光度改变的实例。
系数F代表角膜由于手术过程而经历的角膜厚度改变的光学效果，并且在第一近似中可以看作是恒定系数，该恒定系数可以预先例如通过实验确定。对于高度精确的矫正，该系数可以根据下述方程来计算：
Figure BPA00001406973200211
Figure BPA00001406973200212
为将被移除的体积的中心厚度。
为了精确确定，通过在第n个计算步骤中根据差值确定值
Figure BPA00001406973200214
并且使用由此获得的相应结果用作第(n+1)个计算步骤中的厚度改变，迭代地计算RCV *作为R* CV的新值。可以如此实施，直至满足中止准则，比如如果两个连续迭代中厚度改变结果的差值低于适当固定的极限。该极限可以比如设置为一恒定差值，该恒定差值对应于对于治疗是适当的屈光矫正精度。
通常可以实施图1中示出的方法。在步骤S1，如在说明书的总序部分中的开始处所已经提到，根据诊断数据计算角膜的形貌。根据此形貌确定角膜的前部15的径向曲率。这也可以直接根据诊断数据来确定，而不是依据步骤S1根据形貌数据确定，其结果为步骤S2或者置于步骤S1之后或者诊断数据直接被评估，如图10通过添加“(可选的)”所示。因此步骤S1是可选的。
在步骤S3中确定角膜的局部光学屈光度。
所要求的光学屈光度BCOR的局部改变根据与期望的屈光矫正有关的数据在步骤S4中被确定，并且在矫正之后期望的局部光学屈光度根据此光学屈光度的局部改变来确定。
于是在步骤S5中生成新局部曲率半径
Figure BPA00001406973200221
替代在步骤S3中计算局部光学屈光度BCV，如果使用上述方程(1)，该计算也可以直接利用来自步骤S2的局部曲率RCV进行。应相当基本上指出，光学屈光度和曲率半径可以通过简单方程而相互转变。因此：B＝(nc-1)/R，其中B为光学屈光度且R为分配给此光学屈光度的半径。因此，在本发明的框架内，有可能在任何时间在半径方法和光学屈光度方法或表示之间切换。在光学屈光度表示中在确定控制数据时使用的方程为：
Figure BPA00001406973200222
当在此处提到角膜表面的半径时，也可以完全类似地使用光学屈光度，其结果为，如果根据所列举的依存性R被B替换，在此处有关角膜表面的半径的所有说明不言而喻地也类似地适用于光学屈光度的表示或方法。
对于其移除实现了角膜前表面15的上述曲率改变的体积，现在在步骤S6中限定边界表面离析体积。必需考虑该体积将具有的基础形式。
在第一变型中通过本领域技术人员知晓的数值方法，限定一自由形式表面，该表面界定了其移除将实现曲率改变的体积。期望的曲率调整所要求的体积厚度是沿着z轴确定。这给出为r，
Figure BPA00001406973200223
的函数的体积(在圆柱坐标中)并且基于该体积限定边界表面。
另一方面，由已经在DE 102006053120A1中讨论的下述变型实现解析计算，其中体积的边界表面基本上由两个表面部分构成：面向角膜表面15的前表面部分和相对的后表面部分。图5示出相应关系。体积18被前切割面19限制朝向角膜前部15，该前切割面19位于角膜前表面15下方恒定距离dF处。根据激光角膜刀类推，此前切割面19也称为瓣表面19，因为它结合朝向边缘的开口节段用于能够从角膜5从角膜5下方提升瓣形薄层。这种移除先前离析的体积18的方式在此处当然也是有可能的。
前切割面19优选地是球形的，因为随后可以限定一曲率半径，该曲率半径比曲率半径RCV小薄层dF的厚度。
至于后方，从角膜5将被移除的体积18由后切割面20限制，该后切割面已经基本上不能处于距角膜前表面15恒定距离处。后切割面20因此形成为使得体积18具有透镜体的形式，这正是后切割面20也称为透镜体表面的原因。此表面在图5中通过实例的方式示为具有曲率半径RL的类似球形表面，其中在图5中，当然此曲率的中心不与类似球形角膜前表面15的曲率中心吻合。两个表面19、20优选地在它们边缘处通过透镜体边缘表面来连接，从而完全界定将被移除的体积并且同时保证在边缘处的最小厚度。
图6示出体积18移除之后的情形。经调整的角膜前表面15*的半径现在为RCV *并且可以比如根据先前描述方程来计算。移除的体积18的厚度
Figure BPA00001406973200231
控制着半径的改变，如图7所说明。透镜体表面在此图中被简化为球形。因此示出由瓣表面19限定的球盖的高度hF、由透镜体表面20限定的球盖的高度hL以及将被移除的体积18的厚度dL。
由于角膜前表面15和瓣表面19之间的恒定距离的原因，透镜体表面20限定在体积18移除之后角膜前表面15*的曲率。
如果在计算期间考虑到系数F，在步骤S7中也考虑角膜的形貌改变，即计算当前的中心厚度。利用系数F的结果值，接着可以再一次或者以迭代形式反复实施步骤S4-S6或S5-S6。
如由距角膜前表面15和透镜体表面20恒定距离处的瓣表面19限制的图中所示体积18的形成仅仅是用于限制体积18的一种变型。然而，它具有的优点是光学矫正基本上由仅仅一个表面(透镜体表面20)给出，结果是边界表面的其它表面部分的解析描述是简单的。
再者，关于该体积与角膜前表面15和角膜后表面16之间的距离安全边际是最优的。瓣表面19和角膜前表面15之间的残余厚度dF可以设置为恒定值，例如50μm-200μm。特别地它可以被选择为使得对痛苦敏感的上皮保持在由在角膜前表面15之下的瓣表面19形成的薄层中。球形瓣表面19的形成也与先前角膜曲率计节段是连续的，这在接受该方法的方面是有利的。
在生成切割面19和20之后，由此离析的体积18接着从角膜5移除。这示意性示于图9，该图还示出切割面19和20是由通过入射治疗激光束暴露于焦点球21的动作来生成的，比如通过并排布置等离子体泡，结果是在优选实施例中瓣表面19和透镜体表面20是通过合适地三维平移脉冲激光辐射2的焦点位置来生成的。
然而，可替换地在简化实施例中，只不过瓣表面19也可以借助脉冲激光辐射由目标点形成，所述目标点限定距角膜前表面15恒定距离处的弯曲切割面19，并且体积18通过激光消融来移除，比如通过使用准分子激光束。为此，透镜体表面20可以限定为移除的区域的边界表面，不过这不是至关重要的。治疗设备1接着类似于已知激光角膜刀操作，但是切割面19是利用弯曲角膜来生成。先前或随后描述的特征在这些变型中也是可能的，特别地关于边界表面的确定、其几何限定以及确定控制参数。
如果透镜体表面20和瓣表面19均借助脉冲激光辐射生成，可取的是先于瓣表面19形成透镜体表面20，因为如果透镜体表面20上方的角膜5中仍没有改变，利用透镜体表面20(如果不是只有在那之后能获得)的光学结果更好。
图12示出一图示，该图示的上部基本上对应于图5的视图。在下部示出透镜体表面20的俯视图33，其在位于该俯视图上方的截面图中仅仅由剖面线20.1示出。
为了离析体积18，首先按照所描述的方式在角膜5中生成瓣表面19且也生成透镜体表面20。生成非旋转对称的矫正表面从而矫正更高像差，因此在体积18移除之后角膜5的前侧15的曲率不仅仅在球形度方面改变。如透镜体表面20上的俯视图33所示，此矫正表面由螺旋32生成，该螺旋从矫正表面的内部向外行进。该螺旋限定用于平移激光束焦点的位置的路径曲线。螺旋的中心优选地(但不一定)位于矫正表面的最高点。螺旋是基于轮廓线，藉此焦点位置的z位置(沿着激光辐射的主入射方向A的位置)被连续平移。替代一组永远不相交的闭合扫描线，存在一条连续扫描线。通过由因此径向“变形”的螺旋对角度依存的径向函数
Figure BPA00001406973200251
的调制，可以容易地表示和获得光学屈光度的局部变化的矫正。
透镜体表面20的边缘线将为位于z方向的圆形线，该z方向通常为治疗激光辐射的主入射方向A。因此对于透镜体表面20的边缘
Figure BPA00001406973200253
光学矫正所要求的矫正表面是在矫正区域34中限定。此处，该路径曲线被示为是连续的。此矫正区域的边缘当然不是旋转对称的—但是是水平的，因为该螺旋是基于轮廓线。因此，在过渡区域35存在对螺旋的调整，以便在有限数目的回转中，相对于该路径的角度依存的距离被调制，使得矫正表面的非旋转对称边缘改变为圆。在特定数目的回转上，径向调制因此减小到零。比如这可以如此进行：通过选择过渡区域内螺旋的回转的数目，使得它对应于半径差值以及螺旋路径之间期望距离的商。半径差值为矫正表面的最小半径和期望的圆形边缘的半径之间的差值，所述半径优选地等于或者只是略微大于矫正表面的最大半径。
螺旋在过渡区域34中的这种延续则延续了矫正表面，该矫正表面为在矫正区域34中的切割面几何，使得它终止在圆形边缘中。这可以在截面图的关系中清楚地看出，在截面图中绘制点划参考线以用于说明。再者，矫正表面在过渡区域中的延续在截面图由与透镜体表面20的俯视图33中相应螺旋回转相同的点线表示。截面图示出透镜体表面20的边缘位于一平面内。再者，它是圆形的。因此，透镜体表面20和球形瓣表面19之间的连接可以由形状为圆锥形包络的简单透镜体边缘表面30生成。
不存在透镜体边缘表面30的或瓣表面19的这样的节段，所述节段将被引入角膜并且对于到透镜体表面20的连接而言是不需要的。
为了理解此处所述的实施例，至关重要的是区分过渡区域35和透镜体边缘区域31(对应于切割面36和30)。过渡区段因此调适其它方式的非旋转对称矫正表面使得透镜体表面20整体具有旋转对称边缘。此边缘不低于(即比后者更靠后)矫正表面的边缘(对应于切割线)，但是也不高于(即比后者更靠前)矫正表面的边缘。圆形边缘在其中由过渡区域35形成的平面因此切割矫正表面或者至少位于此表面的最大或最小值上。矫正表面因此由过渡区段补充，但是区别于透镜体边缘表面，该透镜体边缘表面作为简单圆柱形或圆锥包络形状的切割面而生成两个旋转对称边缘之间的连接，即透镜体表面20(其已经到达通过过渡区段35)的旋转对称边缘和瓣表面19(已经为球形，在所描述实施例中在任何情况下)的旋转对称边缘之间的连接。
图12示出一实施例，在该实施例中过渡区段35形成矫正表面(矫正区段34中的切割面)的边缘表面和圆形边缘之间的连续且平坦(例如可微分的)调适。然而这种平坦过程不是至关重要的，如图14所示。
在图13中，矫正区段34这种情况下是由矫正表面预定的，通过实例的方式，该矫正表面形成为用于矫正散光的椭球体。透镜体表面20的截面图因此示出两个切割20.1和20.2，其对应于矫正区段34内椭球体表面的半轴H1和H2。也选择另一种方式通过过渡区段35使矫正区段34完整，使得整体存在旋转对称的，即圆形的边缘。同样，透镜体表面20是由这样的螺旋形路径生成的，激光辐射的焦点沿着该螺旋形路径被平移，如从俯视图33可以看出。如果到达矫正区段34的边缘，如在说明书的总序部分中已经描述，其或者由预定矫正表面的边缘限定或者是由于在期望的瞳孔截面上生成更大矫正表面而形成，则该路径的螺旋曲线模式被转换成具有恒定z值的圆形螺旋。
因此在过渡区段35中存在具有相对于该路径的恒定距离的螺旋，该螺旋从矫正区段34中矫正表面的最小半径被引导远至旋转对称边缘的半径，所述旋转对称边缘的半径方便地等同于矫正区段34的边缘的最大半径。然而，过渡区段可以可选地在一定程度上过量，因此旋转对称边缘的所选择的半径可以比矫正区段34中矫正表面的最大半径大一过量。
然而，当沿着这种具有恒定路径距离的螺旋便宜时，激光治疗在其位置将落在矫正区段内或落在矫正区段34的外围内的那些路径节段受抑制。对于比如根据DE 10358927A1的构思(在此方面其公开内容全文结合于此)利用脉冲激光辐射进行激光治疗的情形，激光辐射脉冲就其处理效果而言形成为“无伤害的”。在图13的截面图中示出，通过具有恒定路径距离和固定z值的螺旋，过渡区段34导致后切割面的延续，所述后切割面被描绘成过渡切割面36并且垂直于激光辐射的入射方向A。此过渡切割面36的范围当然取决于非旋转对称矫正表面或矫正区段34的边缘和旋转对称边缘之间的距离。这导致截面图中图14的过渡切割面36在右手侧比在左手侧长得多，在那里该过渡切割面实际上为点状的，因为旋转对称边缘被选择为几乎等于矫正区段34的最大半径。
图14中的图示基本上对应于图13的图示。然而，矫正表面或矫正区段34此处不是椭球形，因此在俯视图33中不是椭圆形，但是适于矫正更高的像差。除此以外，上文结合图13所描述的内容也无限制地适用于图14，图14示出图13的过渡区段的设计不一定需要与椭球形矫正表面关联。
图15示出一实施例，其中角膜5借助平坦接触玻璃而被平坦化。瓣表面19因此形成为一平面。此外，透镜体边缘区段31在俯视图33仅显示为一条线。过渡区段35与图13和14的实施例类似地形成为具有恒定路径半径的平坦螺旋。针对图13和14所描述的内容因此在相同程度上适用。
过渡区段35因此为具有相对于该路径的恒定距离的平面螺旋，该螺旋从椭圆矫正区段34的小半轴H1行进远至大半轴H2从而到达圆形边缘。
在图15的实施例中，透镜体边缘表面被设计成圆柱体，其中确保了瓣表面19的边缘半径等于透镜体表面20的边缘半径，以及再者，各边缘正好位于彼此下方。然而这不是至关重要的。可以使用不同半径并且各圆形边缘相对于彼此平移。对于透镜体表面，随后要求圆形倾斜圆柱体或倾斜圆柱体表面。
图16示出不形成第一变型的发明的一部分的一实施例，在该实施例中不提供过渡区段35。相反，形成非旋转对称的透镜体边缘表面30，其将瓣表面19直接连接到矫正区段34的非旋转对称边缘。此表面为圆柱面，其母线对应于矫正区段34的边缘。
同样，第一变型的发明未实现图17的实施例，图17中提供过渡区段35，该过渡区段35通过减小z坐标而延续矫正区段34，使得过渡区段35直接延伸到瓣表面19，从而维持非旋转对称的周界。因此生成该过渡区段，以便在有限数目的回转内，角度依存的路径距离被调制，使得矫正区段34的边缘就z坐标而言达到瓣表面19。
使用脉冲激光辐射不是唯一的可以实现手术屈光矫正的方式。此处所述的用于操作装置的控制数据的确定可以用于几乎任何这样的操作过程：其中借助一装置，利用控制数据的控制，将体积从角膜移除或者添加到角膜，如在说明书的总序部分中已经解释。

Claims (23)

1.一种用于生成控制手术矫正患者(4)的眼睛(3)的有缺陷视力的激光器(L)的控制数据的装置，其中
-该控制数据适于控制一激光器(L)，该激光器通过将激光辐射(2)照射到眼睛(3)的角膜(5)中而切割角膜组织，
-该装置(12)生成该控制数据，以便该激光器(L)在操作期间根据该控制数据发射该激光辐射(2)，使得角膜(5)中的体积(18)被离析，从角膜(5)移除所述体积实现对有缺陷视力的期望矫正，以及
-为了确定该控制数据，该装置(12)计算减小了该体积(18)的角膜(5)所显示的曲率半径RCV *，
其特征在于，
-该曲率半径RCV *局部变化并且满足下述方程：
Figure FPA00001406973100011
其中为在体积(18)移除之前角膜(5)的局部曲率半径，nc为角膜(5)的材料的折射率，F为系数，以及
Figure FPA00001406973100013
为在位于角膜(5)的顶点的平面内并且对有缺陷视力的期望矫正所要求的光学屈光度的局部改变，
-其中存在至少两个半径r1和r2，对于所述半径，
Figure FPA00001406973100014
成立。
2.一种用于生成控制手术矫正患者(4)的眼睛(3)的有缺陷视力的激光器(L)的控制数据的装置，其中
-该控制数据适于控制激光器(L)，该激光器通过将激光辐射(2)照射到眼睛(3)的角膜(5)中而切割角膜组织，
-该装置(12)生成该控制数据，以便该激光器(L)在操作期间根据该控制数据发射该激光辐射(2)，使得角膜(5)中的体积(18)被离析，从角膜(5)移除所述体积实现对有缺陷视力的期望矫正，以及，
-为了确定该控制数据，该装置(12)计算不具有该体积(18)的角膜(5)的光学屈光度B* CV，
其特征在于，
-该光学屈光度BCV *局部变化并且满足下述方程：
Figure FPA00001406973100021
其中
Figure FPA00001406973100022
为在体积(18)移除之前角膜(5)的局部光学屈光度，nc为角膜(5)的材料的折射率，F为系数，以及
Figure FPA00001406973100023
为在位于角膜(5)的顶点的平面内并且对有缺陷视力的期望矫正所要求的光学屈光度的局部改变，
-其中存在至少两个半径r1和r2，对于所述半径，
Figure FPA00001406973100024
成立。
3.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，该装置(12)对于系数F使用
Figure FPA00001406973100025
其中
Figure FPA00001406973100026
为该角膜(5)中待离析并且被移除的体积(18)的中心厚度并且该装置迭代地计算局部曲率半径其中该装置在每个迭代步骤中根据中心倒数曲率半径
Figure FPA00001406973100028
和
Figure FPA00001406973100029
之间的差值导出体积(18)的中心厚度
Figure FPA000014069731000210
并且当在下一个迭代步骤中计算
Figure FPA000014069731000211
时应用所述值。
4.根据上述权利要求中任意一项所述的装置，其特征在于，在确定该控制数据时，该装置限定光学屈光度的局部改变
Figure FPA000014069731000212
使得存在一特征半径rch，对于所述特征半径，光学屈光度的改变
Figure FPA000014069731000213
的径向函数为分段恒定的，对于所述半径因此
Figure FPA000014069731000214
成立。
5.根据权利要求1至3中任意一项所述的装置，其特征在于，在确定该控制数据时，该装置限定光学屈光度的局部改变
Figure FPA000014069731000215
使得存在两个半径ra和rb，对于所述半径，光学屈光度的改变的径向函数为分段恒定的，对于所述半径因此
Figure FPA000014069731000217
成立，其中光学屈光度的改变
Figure FPA000014069731000218
的径向函数在ra和rb之间的过渡区域连续地从Ba改变到Bb。
6.根据上述权利要求中任意一项所述的装置，其特征在于，在确定该控制数据时，该装置限定所述光学屈光度的局部改变不是角度依存的。
7.一种用于生成控制用于手术矫正患者(4)的眼睛(3)的有缺陷视力的激光器(L)的控制数据的方法，其中
-该控制数据适于控制激光器(L)，该激光器通过将激光辐射(2)照射到眼睛(3)的角膜(5)中而切割角膜组织，
-该控制数据被生成，以便该激光器(L)在操作期间根据该控制数据发射该激光辐射(2)，使得角膜(5)中的体积(18)被离析，从角膜(5)移除所述体积实现对有缺陷视力的期望矫正，以及，
-为了确定该控制数据，计算曲率半径RCV *，该曲率半径RCV *为不具有该体积(18)的角膜(5)所具有的半径，
其特征在于，
-该曲率半径RCV *局部变化并且满足下述方程：
Figure FPA00001406973100031
其中为在体积(18)移除之前角膜(5)的局部曲率半径，nc为角膜(5)的材料的折射率，F为系数，以及
Figure FPA00001406973100033
为在位于角膜(5)的顶点的平面内并且对有缺陷视力的期望矫正所要求的光学屈光度的局部改变，
-其中存在至少两个半径r1和r2，对于所述半径，
Figure FPA00001406973100034
成立。
8.一种用于生成控制用于手术矫正患者(4)的眼睛(3)的有缺陷视力的激光器(L)的控制数据的方法，其中
-该控制数据适于控制激光器(L)，该激光器通过将激光辐射(2)照射到眼睛(3)的角膜(5)中而切割角膜组织，
-该控制数据被生成，以便该激光器(L)在操作期间根据该控制数据发射该激光辐射(2)，使得角膜(5)中的体积(18)被离析，从角膜(5)移除所述体积实现对有缺陷视力的期望矫正，以及，
-为了确定该控制数据，计算不具有该体积(18)的角膜(5)所具有的光学屈光度BCV *，
其特征在于，
-该光学屈光度BCV *局部变化并且满足下述方程：
Figure FPA00001406973100035
其中
Figure FPA00001406973100041
为在体积(18)移除之前角膜(5)的局部光学屈光度，nc为角膜(5)的材料的折射率，F为系数，以及
Figure FPA00001406973100042
为在位于角膜(5)的顶点的平面内并且对有缺陷视力的期望矫正所要求的光学屈光度的局部改变，
-其中存在至少两个半径r1和r2，对于所述半径，
Figure FPA00001406973100043
成立。
9.根据权利要求7或8所述的方法，其特征在于，在确定该控制数据时对于系数F使用
Figure FPA00001406973100044
其中为该角膜(5)中待离析并且被移除的体积(18)的中心厚度并且局部曲率半径
Figure FPA00001406973100046
被迭代地计算，其中在每个迭代步骤中，根据中心倒数曲率半径
Figure FPA00001406973100047
和
Figure FPA00001406973100048
之间的差值导出体积(18)的中心厚度并且当在下一个迭代步骤中计算时应用所述值。
10.根据权利要求7至9中任意一项所述的方法，其特征在于，在确定该控制数据时，光学屈光度的局部改变
Figure FPA000014069731000411
被限定使得存在特征半径rch，对于所述特征半径，光学屈光度的改变
Figure FPA000014069731000412
的径向函数为分段恒定的，对于所述半径因此
Figure FPA000014069731000413
成立。
11.根据权利要求7至9中任意一项所述的方法，其特征在于，在确定该控制数据时，光学屈光度的局部改变
Figure FPA000014069731000414
被限定使得存在两个半径ra和rb，对于所述半径，光学屈光度的变化
Figure FPA000014069731000415
的径向函数为分段恒定的，对于所述半径因此成立，其中光学屈光度的改变
Figure FPA000014069731000417
的径向函数在ra和rb之间的过渡区域连续地从Ba改变到Bb。
12.根据上述权利要求中任意一项所述的方法，其特征在于，在确定该控制数据时，光学屈光度的局部改变被限定为不是角度依存的。
13.根据权利要求4或5的装置或根据权利要求10或11的方法，其特征在于Ba＞Bb或Ba＜Bb。
14.一种计算机程序产品，其具有当在计算机上执行时实现根据权利要求7至13中任意一项所述的方法的程序代码。
15.一种用于生成控制数据的方法，该控制数据适于控制用于手术矫正患者眼睛的有缺陷视力的激光治疗装置，其中矫正表面是预定的，该矫正表面将在角膜中生成以用于移除一体积并且该矫正表面相对于主入射方向是非旋转对称的，以及其中在该方法中，
-基于该矫正表面生成该控制数据，使得在操作期间该激光治疗装置作为角膜中的切割面而生成该矫正表面，以及
-所述非旋转对称矫正表面适于当在激光辐射的主入射方向上观看时是圆形的轮廓，
其特征在于，
-为矫正表面提供过渡区域，在该过渡区域中该矫正表面从非旋转对称形式调适到相对于主入射方向是旋转对称的边缘，
-其中所述旋转对称的边缘是圆形的并且位于一平面内，该平面垂直于该主入射方向，并且该平面相对于该主入射方向既不比矫正表面的最前点更靠前，也不比矫正表面的最后点更靠后。
16.根据权利要求15所述的方法，其特征在于，该激光治疗装置适于沿着该主入射方向将该激光辐射聚焦到眼睛的角膜内以及平移激光焦点在角膜内的位置，以及
-所述旋转对称的边缘被限定，
-生成该控制数据，使得它们限定一路径，激光焦点沿着所述路径被平移，其中该路径位于预定矫正表面并且从预定矫正表面的中心到预定矫正表面的边缘螺旋地行进，其中
-该控制数据延续该过渡区域中的该螺旋路径，使得在该螺旋路径的每个回转中，预定矫正表面的边缘和旋转对称的边缘之间的距离根据预定函数减小，优选地线性地减小。
17.根据权利要求15所述的方法，其特征在于，该过渡区域被调适为平坦表面，该平坦平面垂直于该主入射方向，并且该平坦平面结合在该矫正表面上并这样完整到该圆形轮廓。
18.根据权利要求17所述的方法，其特征在于，该激光治疗装置适于将该激光辐射沿着主入射方向聚焦到眼睛的角膜内并且平移激光焦点在角膜内的位置，以及
-生成该控制数据，使得它们限定一路径，激光焦点沿着所述路径被平移，其中该路径位于预定矫正表面并且从预定矫正表面的中心到预定矫正表面的边缘螺旋地行进，
-其中在该过渡区域中该路径被形成为位于该平坦表面内的螺旋或者形成为同心圆，以及其中对于位于该平坦表面内在沿着该主入射方向观看时将与该矫正表面交叠的螺旋或同心圆的那些节段，该控制数据提供对该激光辐射就其处理效果而言的去激活。
19.一种用于生成控制数据的装置，该控制数据适于控制用于手术矫正患者眼睛的有缺陷视力的激光治疗装置，其中矫正表面是预定的，该矫正表面将被产生作为角膜中的切割面以用于移除一体积并且该矫正表面相对于激光辐射的主入射方向是非旋转对称的，以及其中
-该装置基于该矫正表面生成控制数据，使得在操作期间，该激光治疗装置在角膜中生成该矫正表面，以及
-当生成该控制数据时，该装置将该非旋转对称矫正表面调适到当在该激光辐射的主入射方向上观看时是圆形的轮廓，
其特征在于，
-当生成该控制数据时，该装置为该矫正表面提供过渡区域，在该过渡区域中该矫正表面从非旋转对称形式调适到相对于主入射方向是旋转对称的边缘，
-其中所述旋转对称的边缘是圆形的并且位于一平面内，该平面垂直于该主入射方向，并且该平面相对于该主入射方向既不比矫正表面的最前点更靠前，也不比矫正表面的最后点更靠后。
20.根据权利要求19所述的装置，其特征在于，该激光治疗装置适于沿着该主入射方向将激光辐射聚焦在眼睛的角膜内以及平移激光焦点在角膜内的位置，以及
-当生成该控制数据时，该装置限定旋转对称的边缘，
-该装置生成控制数据，该控制数据限定一路径，激光焦点沿着所述路径被平移，其中该路径位于预定矫正表面并且从预定矫正表面的中心到预定矫正表面的边缘螺旋地行进，其中
-该控制数据延续该螺旋路径，使得在该螺旋路径的每个回转中，预定矫正表面的边缘和旋转对称的边缘之间的距离根据预定函数减小，优选地线性地减小。
21.根据权利要求19所述的装置，其特征在于，在生成该控制数据期间，该装置将该过渡区域限定为一平坦表面，该平坦表面垂直于该主入射方向，并且该平坦表面结合在该矫正表面上并这样完整到该圆形轮廓。
22.根据权利要求21所述的装置，其特征在于，该激光治疗装置适于沿着主入射方向将激光辐射聚焦在眼睛的角膜内以及平移激光焦点在角膜内的位置，以及
-该装置生成控制数据，该控制数据限定一路径，激光焦点沿着所述路径被平移，其中该路径位于预定矫正表面并且从预定矫正表面的中心到预定矫正表面的边缘螺旋地行进，
-其中该装置生成控制数据，从而在过渡区域中将该路径限定为位于该平坦表面内的螺旋路径或者限定为同心圆，其中对于位于该平坦表面内在沿着该主入射方向观看时将与该矫正表面交叠的螺旋或同心圆的那些节段，该控制数据提供对该激光辐射就其处理效果而言的去激活。
23.一种计算机程序产品，其具有当在计算机上执行时实现根据权利要求15至18中任意一项所述的方法的程序代码。
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