CN113633462A - 提供用于眼科手术激光器的控制数据的方法、控制装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及用于提供用于眼科手术激光器的控制数据的方法。控制装置(20)确定视觉障碍数据(S1)和眼睛(40，S2)的角膜(17)的校正区域(32)的实际几何形状。控制装置(20)确定校正区域(32)的目标几何形状，该目标几何形状描述了校正区域(32)的至少一个校正部分(42、44)，其满足预设的视觉障碍减少标准。基于所确定的实际几何形状，控制装置(20)确定在校正区域(32)内的微透镜(12)的界面(14、16)，其中，微透镜(12)的部分构造成使得其在所述微透镜(12)围绕延伸穿过角膜(17)的预设旋转轴线(31)以预设的旋转角度旋转到所述增厚部分(42)中时将校正区域(32)从确定的实际几何形状转换成确定的目标几何形状(S4)。控制装置(20)提供控制数据，该控制数据描述了用于使微透镜(12)成形的确定的界面(14、16)(S6)。

Description

提供用于眼科手术激光器的控制数据的方法、控制装置

技术领域

本发明涉及用于为眼科手术激光器提供控制数据的方法。其中，控制眼科手术激光器以将体积体与人或动物角膜分离。另外，本发明涉及用于控制治疗装置的方法、控制装置、治疗装置、计算机程序以及计算机可读介质。

背景技术

用于控制光烧蚀眼科激光器的装置和方法在现有技术中是已知的。作为激光原位角膜磨镶术(LASIK)的替代方法，可以进行小切口微透镜摘除术(“小切口微透镜摘除术”，SMILE)，因此是屈光手术的一种方法，其中通过外围切口去除了角膜的微透镜。其中，例如可以形成脉冲激光器和束聚焦装置，使得激光束脉冲在位于有机材料内的焦点中实现光致分裂。在对称病理学的情况下，因此对于角膜在某个位置处太厚，从而导致视觉障碍，从而可以去除部分角膜以矫正视觉障碍。如果角膜在某个位置太薄，则可以在另一位置摘除一块角膜并移植到太薄的区域。

飞秒系统用于角膜手术中，例如移植角膜的部分(“深层前板角膜移植术”，“DALK”)和/或穿孔角膜移植术(PKP)。

然而，微透镜的摘除是侵入性的，并且会变薄并损害角膜。微透镜的移植也是侵入性的，并且可以损害和伤害角膜。

发明概述

本发明所基于的目的是在矫正角膜病理学，特别是对称角膜病理学时减少角膜的损害。

通过根据本发明的方法和根据本发明的根据从属权利要求的装置来解决所指定的目的。从属权利要求给出了有利的发展。

本发明基于这样的思想，即，在眼睛的角膜的校正区域中确定实际几何形状，其中角膜在校正区域中具有太厚和/或太薄的部分，确定微透镜的形状以及在校正区域内的位置，其在旋转预设旋转角时通过其形状而减小过厚部分的厚度和/或增强过薄部分。优选地，可以在不摘除的情况下执行校正，但是可以摘除微透镜的部分，并且根据病理情况可以仅旋转其余部分。

优选地，还可以确定旋转角度。旋转角可以优选地基于角膜病理学预先设定。

换句话说，没有完全摘除微透镜，理想地没有摘除，或者没有进行移植。而是使微透镜成形并旋转，使得通过旋转至少部分地补偿了角膜的太厚和/或太薄的部分。由此，可以校正视觉障碍。由根据本发明的方法提供的控制数据可以控制治疗装置，使得干预的侵入性较小，从而角膜变薄和/或受损较小。换句话说，根据本发明的方法和根据本发明的装置允许对角膜的治疗更加温和，从而对角膜的应力较小。

第一方面涉及用于提供用于眼外科激光器的控制数据的方法，其中，该方法包括由控制装置执行的以下步骤。其中，控制装置理解设备、设备置部件或设备组，该控制装置被配置用于接收和评估信号以及提供例如生成控制数据。例如，控制装置可以被配置为控制芯片、计算机程序、计算机程序产品或控制器。

通过控制装置确定描述人眼或动物眼的视觉障碍程度的视觉障碍数据。例如，视觉障碍数据可以描述屈光不正，即眼球的屈光力与理想值的偏离，例如近视、远视或散光。视觉障碍数据可以例如描述屈光力的值，从而以屈光度表示，或者例如角膜曲率与正常值的偏差。视觉障碍数据的确定例如可以通过从数据存储器或数据服务器获取视觉障碍数据来实现，或者例如可以从测量设备接收视觉障碍数据，该测量设备执行角膜的测量和/或确定屈光不正。

确定眼睛角膜的校正区域的实际几何形状是通过控制装置来实现的，该实际几何形状描述了角膜校正区域的三维尺寸。实际几何形状例如可以通过扫描和测量角膜或通过提供这种测量数据来确定。因此，通过实际的几何形状可以理解角膜的实际的当前几何形状。其中，校正区域是指角膜的将通过矫正或减少视觉障碍来校正的该区域。

基于所确定的视觉障碍数据并且基于所确定的实际几何形状，通过控制装置确定校正区域的目标几何形状，其中，目标几何形状描述了校正区域的至少一个校正部分，因此描述了具有过厚或过薄角膜的校正区域的至少一个部分。校正部分已经可以通过实际几何形状来描述，或者例如可以基于实际几何形状来确定。因此，目标几何形状描述了要校正的位置的期望几何形状。

换句话说，目标几何形状可以描述校正区域的角膜厚度相对于实际几何形状减小或缩小的缩小部分，换句话说，角膜的一部分，其根据实际几何形状厚度太厚，通过根据目标几何形状减小厚度来进行校正。替代地或附加地，目标几何形状描述了角膜厚度相对于实际几何形状增加的增厚部分。增厚部分是角膜的那部分，根据实际的几何形状，该部分太薄，并且为了矫正或减少视觉障碍而有待增厚。其中，所确定的目标几何形状满足预设的视觉障碍减少标准，该标准预设了用于减少视觉障碍的程度的适合性。在此，预设的视觉障碍减少标准可以例如描述将视觉障碍减少0.5屈光度或例如将视觉障碍减少50％或100％或将视觉障碍尽可能多地减少。

基于所确定的实际几何形状，控制装置确定微透镜在校正区域内的界面，该微透镜的界面至少部分地延伸穿过校正区域，其中，微透镜的部分被配置为使得其在所述微透镜围绕延伸穿过角膜的预设旋转轴线以预设的旋转角度旋转到所述增厚部分中时将所述校正区域从确定的实际几何形状转换成确定的目标几何形状。其中，角膜的体积体由微透镜理解，因此例如为盘形的盘。微透镜或体积体可以任选地是双凸透镜的，或者例如是豆形的。微透镜可以是对称的或不对称的形状。其中，旋转轴线是穿过微透镜的预定枢轴的轴线，其中，旋转轴线例如可以在眼球的后极与眼球的前极之间延伸，因此例如可以定位在光轴上。

控制装置提供控制数据，从而例如可以产生控制数据，其中，所提供的控制数据描述了确定的用于使微透镜成形的所确定的界面。例如，控制数据可以描述界面和/或矢量的坐标，激光将沿着该矢量切割界面。例如，界面可以形成双凸、双凹、平凸或平凹的体积体。

产生了上述优点。微透镜的形状有助于在以预设旋转角度旋转之后进行视觉障碍的校正。因此，通过提供的控制数据，可以控制眼睛激光器，使得相应地切开并旋转微透镜。通过以预设的旋转角度旋转，补偿了增厚区域和/或缩小区域。不需要完全摘除微孔膜，从而大大减少了角膜受损。例如，可以通过激光照射确定的界面来分离，旋转微透镜并再次按压微透镜。如果无论如何必须摘除微透镜的部分，则该部分非常小，因此部分摘除的侵害性小于整个微透镜的摘除和微透镜移植的侵害性。理想情况下，甚至可以完全避免摘除。

任选地，所提供的控制数据可以描述预设旋转轴线和微透镜以预设旋转角的旋转。由此，如果治疗装置例如包括相应的器械，例如一对镊子或微镊子，则微透镜的旋转也可以由治疗装置执行。由此，允许对旋转的微透镜进行特别精确的微调。

优选地，控制装置可以执行设置至少一个切口行进，该切口行进分别从角膜的外侧上的预设切口位置向所确定的界面之一延伸。换句话说，切口行进是这样的该行进或该线，该行进或该线例如可以用作旋转微透镜的器械的入口和/或可以例如通过其摘除微透镜的部分的通路。其中，所提供的控制数据然后可以描述至少一组切口行进。因此，也允许对旋转的微透镜进行特别精确的微调。

优选地，控制装置可以预设旋转角度和/或旋转轴线。这可以分别根据a)所确定的实际几何形状与所确定的目标几何形状的比较结果和/或b)取决于所确定的视觉障碍数据来实现。换句话说，控制装置可以例如基于微透镜的形状并且基于实际几何形状与目标几何形状之间的差来计算微透镜必须旋转多远以补偿缩小部分中和/或增厚部分中的缺陷。因此，可以更精确地实现视觉障碍的校正。

优选地，控制装置可以确定微透镜的预设微透镜区域的目标最终位置，换言之，是在旋转之后要在其中支撑微透镜的部分的那个最终位置。然后，所提供的控制数据可以描述在微透镜外部的确定的目标最终位置的标记；和/或所提供的控制数据可以描述对预设微透镜区域的标记。换句话说，控制数据可以例如描述例如通过对标线片进行激光打标在一定位置上标记微透镜；和/或所提供的控制数据可以描述在微透镜外部，因此在角膜的残留体中的相应标记的应用。例如，如果微透镜区域和微透镜外部的位置都被标记，则可以通过提供的控制数据来进行标记，使得外科医生知道微透镜必须进一步旋转，从而在微透镜上的标记邻接角膜体上的标记。如果这是由外科医生进行的，则这不仅有助于微透镜的旋转，而且治疗装置可以使用这种标记的对准来验证旋转后的微透镜的最佳位置。

在改进方案中，所提供的控制数据可以通过眼睛激光器在微透镜区域的坐标处描述微透镜区域的标记。眼睛激光器可以例如施加标线片作为标记。这样的标记不仅是微创的，而且可以很好地验证。

根据根据本发明的方法的另一实施方案，界面可以将微透镜与角膜完全分开。换句话说，控制数据可以描述形成连续分离的微透镜的界面。这样完全分离的微透镜可以简单地旋转并且可以容易地移位。

然而，在某些情况下，可能希望微透镜不易移位，例如在其中微透镜例如由于其形状导致在其最终位置被较少地防滑地支撑在角膜体中的情况下。例如，另一种情况是，如果摘除微透镜的部分，然后旋转微透镜的其余部分。在这种情况下，特别有利的是，所确定的界面仅在预设旋转轴线延伸通过其的微透镜的旋转区域之外将微透镜与角膜的校正区域分开，从而使微透镜保持与在旋转区域中与巩膜连接的角膜的主体连接。其中，与巩膜连接的角膜的主体是角膜的残留体，其围绕着微透镜。旋转区域例如可以是圆柱形的。由于在根据本发明的方法的该实施方案中，微透镜通过旋转区域保持连接到角膜的残留体，因此旋转例如可以仅用一对镊子而不是多对镊子进行。因此，该方法的侵入性较小，因此，角膜的应力较小。微透镜在其最终位置移位的可能性被大大降低，甚至避免。另一个优点在于，微透镜在旋转时具有相同的中心。

根据本发明的方法的另一优选实施方案，控制装置可以优选地基于所确定的目标几何形状与所确定的实际几何形状的比较结果来确定待摘除的另一个微透镜的界面，其中，优选地，待摘除的微透镜仅位于缩小部分中，并且其中所提供的控制数据描述了另一微透镜的界面。或者，也可以将待摘除的微透镜定义为先前确定的微透镜的待摘除微透镜部分。换句话说，可以在旋转其余部分之前，期间或之后，从所确定的待旋转的微透镜中确定要摘除的部分。因此，可以在缩小部分中去除一片微透镜，使得去除的部分在旋转之后不会使另一位置处的校正区域变厚。因此，可以补偿太厚的位置，而不会在另一位置增加太多的角膜厚度。该实施方案允许在视觉障碍校正中甚至更加灵活的配置。另外，因此为另一个微透镜或剩余的微透镜区域的旋转提供了更多的空间。

在根据本发明的方法的其他有利的配置中，控制装置这样构成，使得激光器发射在300纳米(nm)至1400nm之间，优选在700nm至1200nm之间的波长范围内的激光脉冲，相应的脉冲持续时间介于1飞秒(fs)至1纳秒(ns)之间，优选介于10fs至10皮秒(ps)之间，并且重复频率大于10千赫兹(kHz)，优选介于100kHz和100兆赫兹(MHz)之间。这样的激光器已经在眼外科手术中用于光破坏方法。这种飞秒激光器特别适合于在角膜内产生体积体。在根据本发明的方法中使用光致分裂式激光器还具有以下优点：不必在低于300nm的波长范围内进行角膜的照射。该范围在激光技术中被术语“深紫外线”所涵盖。由此，有利地避免了通过这些非常短的波长和高能量的光束对角膜的意外损坏。在此使用的类型的光致分裂式激光器通常将脉冲持续时间在1fs至1ns之间的脉冲激光辐射输入到角膜组织中。由此，可以在空间上狭窄地限制光学穿透所需的各个激光脉冲的屈光力密度，从而允许在界面的产生中具有高的切口精度。特别地，也可以选择700nm至780nm之间的范围作为波长范围。

本发明的另一方面涉及用于控制治疗装置的方法，其中，该方法包括本发明的第一方面的方法的实施方案之一的方法步骤，以及将所提供的控制数据传送到治疗装置的眼科手术激光器。实现了上面已经提到的优点。

本发明的第三方面涉及控制装置，其被配置为执行上述方法之一。产生了上面提到的优点。控制装置可以例如被配置为控制芯片、控制器或应用程序(“应用(app)”)。控制装置可以优选地包括处理器装置和/或数据存储器。处理器装置理解用于电子数据处理的设备或设备部件。例如，处理器装置可以包括至少一个微控制器和/或至少一个微处理器。优选地，用于执行根据本发明的方法的程序代码可以存储在任选的数据存储器上。程序代码然后可以被适配成使得控制装置在被处理器装置执行时实施根据本发明的方法的上述实施方案之一。

本发明的第四方面涉及治疗装置，其具有至少一个眼科手术激光器以及至少一个用于一个或多个激光器的控制装置，眼科手术激光器用于通过破裂来利用人眼或动物眼的预定界面分离预定角膜体积，控制装置被形成以执行根据本发明的第一方面的方法的步骤和/或执行根据本发明的第二方面的方法的步骤。根据本发明的治疗装置允许可靠地减少或甚至避免在使用常规烧蚀治疗装置时出现的缺点。

在根据本发明的治疗装置的另一有利的配置中，激光器可以适合于发射波长范围在300nm至1400nm之间，优选在700nm至1200nm之间的激光脉冲，相应脉冲持续时间在1fs至1ns之间，优选在10fs至10ps之间，并且重复频率大于10千赫兹(kHz)，优选在100kHz到100兆赫兹(MHz)之间。产生了上面已经提到的优点。

在根据本发明的治疗装置的进一步有利的配置中，控制装置可以包括至少一个用于至少临时存储至少一个控制数据集的存储装置，其中一个或多个控制数据集包括用于将单个激光脉冲定位和/或聚焦在角膜上的控制数据；并且可以包括至少一个用于对激光束进行光束引导和/或光束成形和/或光束偏转和/或光束聚焦的光束装置。其中，所提及的控制数据集通常基于要治疗的角膜的测量的形貌和/或测厚法和/或形态以及要校正的视觉障碍的类型而产生。

可以从第一发明方面的描述中获得其他特征及其优点，其中，每个发明方面的有利构造应被认为分别是另一个发明方面的有利构造。

本发明的第五方面涉及包括指令的计算机程序，所述指令使根据第四发明方面的治疗装置执行根据第一发明方面的方法步骤和/或根据第二发明方面的方法步骤。

本发明的第六方面涉及计算机可读介质，在该计算机可读介质上存储了根据第五发明方面的计算机程序。其他特征及其优点可以从对第一至第四发明方面的描述中得出，其中，每个发明方面的有利构造应被认为分别是另一个发明方面的有利构造。

附图说明

根据权利要求书、附图和附图说明，本发明的其他特征是显而易见的。在说明书中上面提到的特征和特征组合以及在附图说明中下面提到的特征和/或特征组合和/或仅在附图中示出的特征和特征组合不仅可以在分别规定的组合中使用，而且可以在不脱离本发明的范围的情况下以其他组合使用。因此，未在附图中明确示出并进行了说明的实施方式也应被认为是本发明所包含和公开的，而是由与所说明的实施方式分离的特征组合产生并生成的。实施方式和特征组合也应被认为是公开的，因此不包括最初制定的独立权利要求的所有特征。此外，超出或偏离权利要求的关系中阐述的特征组合的实施方式和特征组合应被认为是公开的，特别是通过以上阐述的实施方式。示出了：

图1是根据本发明的治疗装置的示意图；

图2是产生待旋转的体积体的示意图；

图3是具有圆锥角膜和待旋转的体积体的角膜的示意性三维图；以及

图4是曲形的角膜和待旋转的体积体的示意性三维图。

在附图中，相同或功能相同的元件具有相同的附图标记。

发明详述

图1示出了治疗装置10的示意图，治疗装置10具有眼科手术激光器18，用于通过光致分裂利用预定义的界面14、16分离预定的角膜体积，因此用于分离人眼或动物眼的角膜17的微透镜12，也可以被称为体积体。人们认识到，除了激光器18之外，还可以形成用于激光器18的控制装置20，以使其例如以预定的模式向角膜17中发射脉冲式发射的激光脉冲，其中例如通过光致分裂以预定的图案生成待形成的微透镜12的所确定的界面14、16。替代地，控制装置20可以是相对于治疗装置10在外部的控制装置20。

在所示的实施方案中，确定的界面14、16形成微透镜12，其中在该实施方案中可以选择微透镜12的位置，使得其至少部分地位于病理和/或不自然地改变的校正区域32中(参见图2)，例如在角膜17的基质36内。此外，从图1显而易见的是，在基质36与上皮28之间形成所谓的鲍曼氏膜38。作为在图1和图2所示的实施例的替代，微透镜12不被界面14、16完全分开。换句话说，在对界面14、16进行激光照射之后，微透镜12可以在旋转区域中保持与角膜17的其余部分连接。

此外，图1和图2示出了由激光器18产生的激光束24借助于光束装置22，即光束偏转装置，例如旋转扫描仪，朝着角膜的表面26偏转。光束偏转装置也由控制装置20控制，以产生确定的界面14、16，优选地还沿着预设的切口行进产生切口34，或者沿着预设的切口行进产生多个切口34。

所示的激光器18可以优选地是光致分裂式激光器，其被形成为发射在300nm至1400nm之间，优选在700nm至1200nm之间的波长范围内的激光脉冲，相应的脉冲持续时间以在1fs至1ns之间，优选在10fs至10ps之间，并且重复频率大于10kHz，最好在100kHz和100MHz之间。另外，控制装置20任选地包括用于至少临时存储至少一个控制数据集的存储装置(未示出)，其中一个或多个控制数据集包括用于在角膜17中定位和/或聚焦单个激光脉冲的控制数据。根据先前测量的形貌和/或测角法和/或角膜的形态以及例如待移除的病理和/或不自然地改变的校正区域32或在要生成的光学视觉障碍校正，示例性地在眼睛的基质36内生成各个激光脉冲的位置数据和/或聚焦数据，例如优选地基于所确定的校正区域32的角膜17的实际几何形状并且基于如何配置微透镜12以用于校正视觉障碍的分析。

图2示出了根据本方法的实施方案的待旋转的微透镜12的产生的示意图。人们认识到，所确定的界面14、16是借助于脉冲激光束24产生的，该脉冲激光束24经由光束偏转装置22被导向角膜17或角膜17的表面26。其中，所确定的界面14、16可形成微透镜12，其至少部分地位于病理和/或不自然改变的校正区域32中。此外，在所示的实施方案中，激光器18沿着切口行进产生另外的切口34，另外的切口34以预定的角度与微透镜12相交，并具有预定的几何形状，并形成直至角膜17的表面26。然后，可以通过切口34从角膜17旋转由界面14、16限定的微透镜12。任选地，可以摘除微透镜12的部分。

在所示的实施方案中，病理和/或不自然改变的校正区域32可以例如形成在基质36内和眼睛40的光轴30的外部(图3)。

在所示的实施方案中，可以首先借助于激光束24形成界面14，即位于眼睛40或间质36中更深处的界面，其中其则对应于后界面14。这可以通过至少部分地圆形和/或螺旋地引导激光束24来实现。随后，以可比较的方式产生界面16，其然后对应于前界面16，使得界面14、16形成微透镜12(也参见图1)。随后，也由激光器18产生切口34。然而，也可以改变产生界面14、16和切口34的顺序。

可以相应地预设用于使微透镜12旋转D的旋转轴线31。在对界面14、16进行激光照射之后，例如可以通过一对或多对微型镊子来执行绕旋转轴线31旋转D预设的旋转角度，所述微型镊子可以例如是治疗装置10的组成部分，或者通过其他合适的工具。例如，可以控制成对的微镊子(图中未示出)，以使得它们被引导通过切口34或通过切口34到达微透镜12。

在图3和图4的实施例的上下文中更详细地解释了用于提供相应的控制数据的方法。在图3的实施例中，角膜17可以例如形成圆锥角膜。这种圆锥角膜，从而使角膜17局部变陡，可以通过以下方式形成：角膜17在该位置如此薄，以至于角膜17在眼睛40的质量体的压力下，因此在眼内压力下向外鼓出。然后，在图3的实施例中，圆锥角膜周围的区域可以被定义或预设为增厚部分42，因此作为校正区域32的将被增厚以校正视觉障碍的该部分，换句话说，就是其厚度将通过校正而增加。

在图3的实施例中，还示出了缩小部分44，因此校正区域32的一部分太厚并且将被配置为更薄以减小缩小部分44中的角膜曲率，该部分的厚度因此要减少。

为了确定例如可以指示屈光度的值的视觉障碍数据(方法步骤S1，比较图1)，或者用于描述视觉障碍的其他合适的数据，控制装置20可以例如从数据服务器中接收相应的数据，或者视觉障碍数据可以被确定为数据输入。可以确定(S2)导致视觉障碍的校正区域32的实际几何形状，因此可以确定介入之前校正区域32的几何形状(S2)，因为例如，校正区域32是现有技术用专家已知的方法测量的(S2)。任选地，所确定的视觉障碍数据已经可以描述实际的几何形状。

任选地，可以基于所确定的视觉障碍数据和/或所确定的实际几何形状来提供角膜17和/或校正区域32的三维模型，优选的是三维数字模型。例如，可以基于这样的模型来确定校正区域32的目标几何形状(S3)。其中，目标几何形状例如还描述了缩小部分44和增厚部分42。目标几何形状满足预设的视觉障碍减少标准，因此满足以下规范：所确定的视觉障碍通过目标几何形状被减少或甚至被完全矫正。任选地，视觉障碍减少标准可以例如预设这样的减少或最小概率的最小值，由此减少视觉障碍。视觉障碍减少标准可以例如存储在存储装置中。

基于所确定的实际几何形状，优选地考虑所确定的目标几何形状，控制装置20现在可以确定界面14、16(S4)。到目前为止，控制装置20可以例如首先计算微透镜12的形状。任选地，控制装置20可以首先确定多个微透镜12的多个可能的位置和形状，并针对每个微透镜12进动视觉障碍减少的程度。然后可以选择例如微透镜12的例如承诺最大程度地减轻视觉障碍的形状和/或位置作为确定界面14、16的指导(S4)。

由于图3的三维表示，未绘制前界面14和后界面16。然而，图3示出了微透镜12的示例性轮廓，在该微透镜12例如围绕旋转轴线31旋转180度时，根据实际几何形状位于缩小部分44处的微透镜区域可以过渡到增厚区域42的位置并在那里增加了角膜厚度，使得圆锥角膜可以消退。所确定的界面14、16可以描述与角膜17的其余部分完全分离的微透镜12，或者如图3的实施例所示，不与旋转区域46中的角膜17的其余部分分离的微透镜12。

控制装置20可以基于角膜病理根据所确定的实际几何形状与所确定的目标几何形状的比较结果来执行旋转角度和/或旋转轴线31的预设。替代地或附加地，控制装置20可以基于所确定的视觉障碍数据来预设旋转角度(S5)。如果控制装置20然后在方法步骤S6中提供控制数据，该控制数据例如描述了界面14、16的坐标，则控制数据理想地还可以预设旋转角度和/或旋转轴线。其中，控制数据还可以例如控制用于旋转微透镜12的器械。

优选地，所提供的控制数据还可以描述设定的切口行进，其将切口34或多个切口34预设给激光器。为了设定一个或多个切口行进(S7)，例如可以考虑它们不位于旋转区域46中(图3)。

如果例如通过对实际几何形状的分析得出，在确定的微透镜12旋转之前，期间或之后，去除角膜17的部分是合理的，则例如可以确定待摘除的另外的微透镜的界面14、16(S4)，然后在旋转之前，期间或之后形成要被去除，因此被摘除的那一块。否则定义并且换句话说，可以替代地由此确定要去除的微透镜12的微透镜区域，其中然后可以以现有技术的专家已知的方式从旋转之前，期间或之后去除所确定的微透镜区域以进行摘除。

例如，可以提供微透镜区域的摘除，以减小或甚至矫正角膜曲率，并且在其中使摘除角膜区域处的位置的角膜变平。

为了操作治疗装置10，特别是图1的治疗装置10，控制装置20然后可以将所提供的控制数据传送到治疗装置10的眼科手术激光器18(S8)。

图4示出了实施例，其中角膜17可以例如具有蛋形的曲率。例如，在将微透镜12旋转90度时，示例性地可以实现平坦化的一半，因此可以补偿曲率。曲率较平坦的目标几何形状在图4中被示意为曲率48。线50显示了在根据实际几何形状进行干预之前，角膜病理学产生的曲率。

使用图4的实施例示出了用于精确定位微透镜12的微透镜区域和/或角膜17的在微透镜12外部的区域的任选标记。任选地，还可以在图3的实施例中执行这样的一个或多个标记。然而，由于更好的清晰度，下面仅在图4中对此进行描述。

在图4中，大大地简化示出了微透镜12。通过例如90度的旋转D，微透镜区域52例如将在旋转之后处于目标最终位置，这例如可以通过以下方式确定：(S9)例如可以在校正区域32的上述示例性三维模型上确定目标最终位置的精确坐标。控制装置20可以确定目标最终位置和/或微透镜区域52，特别是微透镜区域52中参考位置的坐标。所提供的控制数据然后可以预设为眼睛激光器18将分别在微透镜区域52中的位置的坐标处和/或在目标最终位置中引入标记，例如通过在微透镜12中激光打短划线和/或通过激光例如在角膜17的残留体的上皮中打破折号。优选地，施加在角膜17的上皮上的标记，例如在角膜17的残留体中的标记，例如可以是圆圈，然后，微透镜区域52中的标记54可以例如是激光十字。然后，如果微透镜区域52的标记54与上皮中的标记54重叠，则旋转D可以已经以可识别的方式通过预设的旋转角度实现。任选地，两个标记54都可以是激光标线片。

换句话说，可以将标记54物理地施加到微透镜12上。另外地或替代地，可以将标记54施加到最终目标位置上。例如，如果仅将一个标记54施加到微透镜12上，则可以在旋转D期间例如通过相机来监视校正区域32，并且例如可以将角膜17中的最终目标位置绘制为屏幕上的图形表示。

总体而言，这些实施方案说明了本发明如何允许和执行微透镜旋转。

根据另一实施方案，可以提供一种校正方法，特别是一种特殊的校正方法，优选地是一种或多种非旋转对称的校正方法，其中，微透镜12以这样一种方式切开：不必摘除微透镜12，而是绕中心旋转，因此绕旋转区域46或枢轴旋转。至此，治疗装置10可以：

1)对于给定的校正规范，找到合适的，因此适当的微透镜形状，这是通过旋转而不是通过摘除进行校正(例如，校正规范)所需的；和/或

2)进一步，系统可以确定旋转的程度，从而预设旋转微透镜12所需的旋转角度，从而校正未旋转的规范；和/或

3)进一步，该系统可以被配置为执行这样的切口34或多个这样的切口34以产生该微透镜12；和/或

4)此外，系统可以配置为提供一个或多个标记54，以方便旋转，尤其是由外科医生进行旋转：

a)角膜表面/上皮中的标记54作为目标标记；例如，它可以是便于微透镜12旋转的切口；和/或

b)进一步的标记54，优选在微透镜表面的周围作为旋转标记；和/或

c)例如，外科医生可将微透镜12上的标记54叠加在上皮上的标记54上；从而获得精确的旋转，从而获得校正结果。

根据另一特别优选的实施方案，系统，特别是治疗装置10，可以将中心区域，因此例如旋转区域46保留为“未切开”，从而使其在枢轴上起作用。优选地，该系统，特别是治疗装置10，可以包括以下可能性：确定微透镜12的旋转是否足够，或者是否要遵循其中连接和/或确定两个微透镜12或两个微透镜部分的组合方法(最好两者都小于常规的微透镜12)，其中一个可以旋转，另一个可以被摘除。

在下文中，描述了分别具有精确尺寸和示例性视觉障碍数据的优选实施方案。

在第一实施方案中，屈光力可以示例性地为+3.5-7.0Dx 0(屈光力的医学表示法：SCA，因此是球体、圆柱体、轴)。

圆柱体(回旋透镜，“C”)描述了“相对”曲率，而球体(球面透镜，“S”)描述了绝对曲率。因此，绝对曲率在A轴位置为S；S+C在垂直于A轴位置的轴位置；两者之间的幂是S+C/2*(1-cos(2*(axis-A)))。

因此，在该实施例中，屈光力可以是：+3.5D的球体，-7.0D的圆柱体或圆柱体形状，以及0deg(即0度)的圆柱体的旋转轴线(“A”)。

在该实施例中，屈光力也可以描述为-3.5+7x90，它以相同的方式起作用。换句话说，在0度屈光力可以为+3.5D(在90度为+3.5-7＝-3.5D)。

在该实施例中，可以确定用于补偿的东西，例如中央微透镜12，其在0度下具有+3.5D的屈光力并且在90度下具有零屈光力。特别地，这可以是0+3.5x90，因此S＝0D，C＝+3.5D，A＝90deg(90度的0D屈光力和0度的0+3.5＝+3.5D的屈光力)。如果将其旋转90度，则其作用为0+3.5x0。如果是，则将其“插入”而不是移除，然后将其用作0-3.5x0(S＝0D；C＝-3.5D；A＝0deg(0度的0D的屈光力和90度的0-3.5＝-3.5D的屈光力))。

通过组合，它在0度时充当+3.5D+0D＝+3.5D屈光力，在90度时充当0-3.5＝-3.5D屈光力，因此是所需的+3.5-7x0。

或者，在90度时+3.5-7＝-3.5D的屈光力下，在0度时为零屈光力，这将是0-3.5x0(S＝0D；C＝-3.5D；A＝0deg，零度时的0D屈光力和90度时的0-3.5＝-3.5D屈光力。如果将其旋转90度，则其作用为0-3.5x90。如果“插入”而不是移除，则其作用为0+3.5x90(S＝0D；C＝+3.5D；A＝90deg，在90度时为0D屈光力，在0度时为0+3.5＝+3.5D屈光力)。因此，这相当于0度时的+3.5D+0D＝+3.5D屈光力和90度时的0-3.5＝-3.5D屈光力，因此所需要的为+3.5-7x0。

+3.5-7.0Dx0的此实施例可以再次总结如下：

1)系统可以执行0+3.5Dx90旋转90deg，

2)或0-3.5Dx0旋转90deg(即90度)，

3)7mm(毫米)中的+3.5-7.0Dx0居中占据65μm(微米)，最大深度为135μm，体积为3700nl(纳升)

1)7mm中的0+3.5Dx90居中占据0μm(-100％)，65μm，最大深度(-50％)和1400nl体积(-60％)

2)7mm中的0-3.5Dx0居中占据65μm(-0％)，最大深度65μm(-50％)和2300nl体积(-40％)

3)未摘除组织。

在具有+2.0–6.0Dx0的屈光力的另一个实施例中，以类似的方式：

1)系统可以执行0+3.0Dx90旋转90deg

2)或将0-3.0Dx0旋转90deg(即90度)，

3)加上要摘除的-1.0D球体，

4)7mm的+3.0-6.0Dx0居中占据55μm，最大深度为115μm，体积为3100nl。

1)7mm中的0+3.0Dx90居中占据0μm，最大深度为55μm，体积为1200nl

2)7mm中的0-3.0Dx0居中占据55微米，最大深度为55μm，体积为1900nl

3)7mm中的-1.0D占据中心15微米(-70％)，最大深度15μm(-85％)和350nl体积(-85％)。然后只能对此进行摘除。

在用于治疗圆锥角膜的另一实施例中(例如比较图3)，可以优选地控制系统，特别是治疗装置10，使得其进行例如一半昏迷的治疗，例如，旋转180度。优选地，该系统，特别是治疗装置10，可以将标记54施加到微透镜12和/或例如上皮，该标记54例如以180度相对。

根据另一实施方案，可以提供控制数据用于圆锥角膜的一般治疗。在此，可以控制系统，特别是治疗装置10，使得其进行例如一半昏迷的治疗，例如将其旋转180度。标记54可以例如彼此分开地或以180度相对地施加，优选地施加到微透镜12和上皮中。另外，可以摘除近视球，优选小近视球。

根据另一实施方案，也可以通过治疗装置10来处理通过盖子对角膜17的苜蓿叶形磨损的治疗(“三叶形”)。其中，可以控制系统，尤其是治疗装置10，以使其执行“苜蓿叶”的一半(因此要校正的位置，彼此之间的夹角约为120度)中的任何一个，旋转60度。另外，标记54可以以60度的角度彼此施加在微透镜12和上皮中。

根据另一实施方案，可以对这种苜蓿叶结构进行常规处理。在此，该系统，特别是治疗装置10，例如可以执行“苜蓿叶”的一半，优选将其旋转60度。彼此成60度角的标记54可以施加在微透镜12和上皮中。优选地，可以另外地摘除球体，从而摘除微透镜区域，特别是小的微透镜区域。

Claims (17)

1.用于提供用于眼科手术激光器的控制数据的方法，其中，所述方法包括由控制装置(20)执行的以下步骤：

-确定描述人眼或动物眼(40)的视觉障碍的程度的视觉障碍数据(S1)，

-确定所述眼睛(40)的角膜(17)的校正区域(32)的实际几何形状，该实际几何形状描述了所述角膜(17)的校正区域(32)的三维尺寸(S2)，

-基于所确定的视觉障碍数据并基于所确定的实际几何形状：确定所述校正区域(32)的目标几何形状，该目标几何形状描述了相对于角膜厚度实际几何形状减小的校正区域(32)的缩小部分(44)，和/或角膜厚度相对于实际几何形状增加的增厚部分(42)，其中，所确定的目标几何形状满足预设的视觉障碍减少标准，该预设的视觉障碍减少标准预设降低视觉障碍程度的适合性(S3)，

-基于所确定的实际几何形状：确定在校正区域(32)内的微透镜(12)的界面(14、16)，其至少部分地延伸穿过所述校正区域(32)，其中，所述微透镜(12)的部分构造成使得其在所述微透镜(12)围绕延伸穿过角膜(17)的预设旋转轴线(31)以预设的旋转角度旋转(D)到所述增厚部分(42)中时将所述校正区域(32)从确定的实际几何形状转换成确定的目标几何形状(S4)，以及

-提供控制数据，所述控制数据描述用于使微透镜(12)成形的所确定的界面(14、16)(S6)。

2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所提供的控制数据描述预设旋转轴线(31)和所述微透镜(12)旋转预设旋转角。

3.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其特征在于，所述控制装置(20)执行：

-设置至少一个切口行进，其分别从所述角膜(17)的外侧的预设切口位置向所设置的界面(14、16)之一延伸(S7)，

其中所提供的控制数据描述了至少一个确定的切口行进。

4.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其特征在于，所述控制装置(20)执行：

-根据以下条件来预设旋转角度和/或旋转轴线(31)：

a)所确定的实际几何形状与所确定的目标几何形状的比较结果，和/或b)所确定的视觉障碍数据(S5)。

5.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其特征在于，所述控制装置(20)确定所述旋转的微透镜(12)的预设微透镜区域(52)的目标最终位置(S9)，并且其中：

-提供的控制数据描述了在所述微透镜(12)外部的确定的目标最终位置的标记；和/或其中

-所提供的控制数据描述了所述预设微透镜区域(52)的标记。

6.根据权利要求5所述的方法，其特征在于，所提供的控制数据描述了通过眼睛激光器在所述微透镜区域(52)在其坐标处的标记。

7.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其特征在于，所述界面(14、16)将所述微透镜(12)与所述角膜(17)完全分开。

8.根据权利要求1至6中的任一项所述的方法，其特征在于，所确定的界面(14、16)仅在预设旋转轴线延伸穿过的微透镜(12)的旋转区域(46)的外部将所述微透镜(12)与所述角膜(17)的校正区域(32)分开，使得所述微透镜(12)在所述旋转区域(46)中保持连接到与巩膜相连的角膜(17)的主体。

9.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其特征在于，所述控制装置(20)执行：

-基于所确定的目标几何形状与所确定的实际几何形状的比较结果，确定待摘除的另外的微透镜(12)的界面(14、16)或待旋转的微透镜(12)的待摘除的微透镜区域(52)，所确定的实际几何形状优选地仅位于缩小部分(44)中；其中，所提供的控制数据描述了另外的微透镜(12)或待摘除的微透镜区域(52)的界面(14、16)(S4)。

10.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，其特征在于，所述控制装置(20)被形成为使得所述激光器(18)发射在300nm至1400nm之间，优选地在700nm至1200nm之间的波长范围内的激光脉冲，相应的脉冲持续时间分别在1fs至1ns之间，优选在10fs至10ps之间，重复频率大于10kHz，优选在100kHz至100MHz之间。

11.用于控制治疗装置(10)的方法，其中，所述方法包括：

-根据前述权利要求中的任一项所述的方法的方法步骤，以及

-将提供的控制数据传送到所述治疗装置(10，S8)的眼科手术激光器(18)。

12.控制装置(20)，其被配置为执行根据前述权利要求中的任一项所述的方法。

13.治疗装置(10)，其具有至少一个眼科手术激光器(18)以及至少一个根据权利要求12所述的控制装置(20)，所述眼科手术激光器(18)利用通过光破裂分离人眼或动物眼(40)的预定界面(14、16)来分离角膜体积。

14.根据权利要求13所述的治疗装置(10)，其特征在于，所述激光器(18)适合于发射波长范围在300nm至1400nm之间，优选在700nm至1200nm之间的激光脉冲，其脉冲持续时间在1fs至1ns之间，优选在10fs至10ps之间，重复频率大于10kHz，优选地在100kHz至100MHz之间。

15.根据权利要求13或14所述的治疗装置(10)，其特征在于，所述控制装置(20)：

-包括用于至少临时存储至少一个控制数据集的至少一个存储装置，其中一个或多个控制数据集包括用于在角膜中定位和/或聚焦单个激光脉冲的控制数据；以及

-包括至少一个光束装置(22)，用于对所述激光器(18)的激光束(24)进行光束引导和/或光束成形和/或光束偏转和/或光束聚焦。

16.包括指令的计算机程序，所述指令使根据权利要求13至15中任一项所述的治疗装置(10)执行根据权利要求1至10中任一项所述的方法和/或根据权利要求11所述的方法。

17.计算机可读介质，其上存储有根据权利要求16所述的计算机程序。

Images