CN117956962A - 通过角膜修改来矫正眼睛的屈光 - Google Patents

通过角膜修改来矫正眼睛的屈光 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种用于产生控制数据以通过角膜修改来矫正眼睛(2)的屈光的方法，该方法包括以下步骤：接收关于该眼睛(2)的屈光矫正需求的数据，基于屈光矫正需求来确定由待插入角膜(17)中的植入体(26)产生的增性屈光改变值，确定由要从角膜(17)中去除的角膜基质透镜(21)产生的减性屈光改变值，该增性屈光改变值和该减性屈光改变值共同产生了该屈光矫正需求，计算要在角膜(17)中分离的角膜基质透镜(21)，该计算是基于减性屈光改变值以这样的方式来实现的，即角膜基质透镜(21)被实施为带来了由于从角膜(17)中去除产生的减性屈光改变值，以及计算切割表面(22，23)，使得该切割表面在角膜(17)中分离角膜基质透镜(21)，并且同时限定了用于待插入的植入体(26)的腔室，并且创建描述切割表面(22，23)的数据。

Description

通过角膜修改来矫正眼睛的屈光
技术领域
本发明涉及一种用于通过角膜修改来矫正眼睛的屈光的方法和一种对应的设备。
背景技术
自古以来，一直使用呈眼镜形式的附着透镜来矫正人类的屈光不正。近来已经看到了通过修改角膜来矫正眼睛屈光不正的各种方法。该修改旨在确保角膜曲率的改变。为了矫正近视的目的，角膜前表面必须变平，这就是为什么要去除的体积在中间(也就是说在视轴区域)比在边缘更厚。相比之下，为了矫正远视，角膜前表面的曲度必须更大，这就是为什么要去除的体积在边缘比在中间更厚。结果，眼睛的总体成像特性会受到影响，使得减少了屈光不正，或者在理想情况下，甚至完全补偿了屈光不正。
卡尔蔡司医疗技术股份公司(Carl Zeiss Meditec AG)开发了一种在此方面非常成功的方法，称为SMILE。该方法使用脉冲激光辐射在角膜中分离出角膜基质透镜，然后通过侧向开口切口将该角膜基质透镜从角膜中去除，该侧向开口切口通向眼睛角膜表面并用作工作通道。角膜基质透镜体积的结构和尺寸被设置为使得角膜前表面根据矫正的需要来改变其曲率。该方法产生了减性矫正，因为体积被去除了。
另一种方法是将植入体引入眼睛角膜中。为此，将狭槽引入角膜中，并且将植入体插入其中。该植入体被设计成使得其根据需要改变角膜前表面的曲率。由于增加了体积，因此此方法带来了增性矫正。WO 2016/050711A1纠正了此增性矫正的一个问题，该问题包含这样的事实，即在植入体边缘处眼睛角膜中出现了应力。为了解决此问题，植入体与眼睛角膜的集成还通过在眼睛角膜中的减压切口来辅助。
根据US 5722971 A，形成一个称为“口袋”的腔室，可以将固体或部分固体材料插入该腔室中。在此方面，提到了三种变体方案。在第一种变体方案中，固体或部分固体材料填充“口袋”过度；这是增性矫正。在第二种变体方案中，固体或部分固体材料填充“口袋”不足；这产生减性矫正，因为手术后角膜中的材料比手术前更少。在第三种变体方案中，固体或部分固体材料精确填充了此“口袋”。此变化是体积中性的，并且只有当固体或部分固体材料的折射率与角膜的折射率不同时，才能实现角膜的光焦度的修改。该文件提供了，在形成腔室之后对眼睛进行测量，以便然后限定应该插入哪个植入体。
在WO 2008/131888 A1中也发现了将材料引入眼睛角膜中，这里用于移植目的，也就是说用于替换受损的(例如不透明的)眼睛角膜。眼睛角膜的要替换的部分以激光辐射为界，并通过同样由激光辐射形成的开口切口来去除。供体材料被引入由此形成的腔室中，结果是，眼睛角膜的受损部分被替换。如果供体材料一对一地替换现有的角膜，则这本身还不能实现增性矫正。然而，上述出版物也提到，为了同时矫正现有的屈光不正，也就是为了有利地影响角膜前侧的曲率，待插入的供体材料可以在其尺寸方面比腔室稍大或稍小。如果待插入的供体材料在其尺寸方面稍大，则带来了增性矫正，而如果所述供体材料稍小，则为减性矫正。
DE 102013218415 A1考虑了老花眼用植入体的集成，该老花眼用植入体被设置用于矫正老花眼。其目的是在靠近视轴的区域中与在远离视轴的区域中不同地设计角膜的辐射通道，并且其应该增加了景深。DE 102013218415A1特别地提供了圆柱形突出物，这些圆柱形突出物被形成为固定老花眼用植入体以防在眼睛角膜中滑动。在一个示例中，此老花眼用植入体是呈环状盘的形式，这改善了光学成像的景深，并且对老花眼具有有利影响。在此方面，此文件将像SMILE中那样的角膜基质透镜取出方法与植入方法相结合，在该植入方法中在去除角膜基质透镜后将植入体置入角膜中。然而，在DE 102013218415 A1中没有进一步讨论植入体的屈光矫正效果；代替地，有一种讨论的效果是，由于取出了角膜基质透镜，因此产生了超出老花眼的矫正效果。因此，此文件设想了一种用于屈光矫正的减性方法。
发明内容
本发明所解决的问题是指定一种用于建立控制数据以通过角膜修改来矫正眼睛的屈光的方法，并且指定一种对应的设备，该设备纠正了现有技术中的缺点，特别是确保了在较大屈光度范围内(尤其是在远视的情况下)尽可能可靠的屈光不正矫正。
本发明的特征在于独立权利要求。从属权利要求涉及优选的改进方案。
本发明将向眼睛角膜中插入植入体(增性矫正方法)与去除角膜基质透镜(减性矫正方法)相结合。在该过程中，在由此引起的增性屈光改变值方面，使用关于眼睛的屈光矫正需求的数据作为起点来初始确定应插入角膜中的植入体。此增性屈光改变值是例如通过植入体的尺寸和空间设计来明确限定的，并且易于计算或针对植入体是已知的。然而，在任何实施例中，该增性屈光改变值都不能完全矫正屈光不正。下文解释的三种变体方案与由该增性屈光改变值实现的唯一不完全矫正有关。一旦植入体至少在其增性屈光改变值方面被固定，减性屈光改变值就会被计算出来。该减性屈光改变值对应于总体上所需的屈光矫正需求与之前确定的增性屈光改变值之间的差异。随后，减性屈光改变值被用于计算待在角膜中分离出的角膜基质透镜，使得通过从角膜中去除角膜基质透镜或在角膜基质透镜从角膜中去除(分离)后产生减性屈光改变值。最后，计算出在角膜中分离出的角膜基质透镜的切割表面，并且因此准备随后的去除。该分离出的切口同时界定了用于待插入的植入体的腔室，一旦角膜基质透镜已被去除，该腔室就是空的。
因此，在增性屈光不正矫正(插入改变屈光的植入体)和减性屈光不正矫正(去除改变屈光的角膜基质透镜)的组合范围内，本发明首次从由植入体一旦插入角膜中而引起的屈光改变开始。基于该屈光改变来计算出待由角膜基质透镜提供的减性屈光矫正。现有技术并没有遵循此方法，因为增性屈光不正矫正或减性屈光不正矫正仅用于改变屈光(根据WO 2016/050711A1所述的植入体；根据DE 102013218415 A1所述的角膜基质透镜去除)，没有对增性屈光不正矫正与减性屈光不正矫正之间的相互作用进行任何更详细的分析(US5722971 A)，或者去除角膜基质透镜根本不旨在产生任何屈光变化或与任何屈光变化无关(WO 2008/131888 A1的移植方法)。
将增性屈光影响和减性屈光影响相结合并从增性屈光改变值或植入体开始，具有特别且令人惊讶的优点。不再有问题的是，在去除或取走角膜基质透镜(其在显著矫正的情况下可能在边缘或中心非常厚)后，仅仅减性矫正可能会导致对足够稳定性至关重要的最小厚度是不足的。这种与减性方面有关的限制在矫正远视和近视时都会出现，但是在矫正远视时问题特别突出，因为在那种情况下，待去除的角膜基质透镜的最大厚度位于角膜基质透镜的边缘，并且这在生理上是不利的。在那种情况下，产生了在去除角膜基质透镜后的一种步骤类型的问题。这可以通过将增性屈光不正矫正和减性屈光不正矫正相结合来避免。
如果增性屈光改变值或植入体被确定成使得其产生了远视的或近视的过度矫正，则在第一种变体方案中产生了进一步的优点。在这种情况下，过度矫正被理解为意指不仅补偿了现有的远视或近视，而且(如果仅使用植入体)将其转化为相反的情况，具体是转为近视或远视。在此方面，该矫正过大。然而，由于减性残余屈光矫正包括对应的反向近视矫正或远视矫正，因此不会出现此结果。乍一看，将任何类型的矫正(无论是增性矫正还是减性矫正)实现为过度矫正(也就是说引入或去除比矫正实际所需材料更多的材料)似乎会适得其反。然而，增性屈光改变值或植入体的过度矫正与一个很大的优点有关，即植入体的基本几何形状与要去除的角膜基质透镜的基本几何形状相似。在远视的情况下，由于角膜前表面的曲度应该更大，因此待插入的植入体的厚度在中间最大而在边缘(也就是说远离轴线的区域)较薄。由于过度矫正，植入体本身会引起过大的曲率增加。这可以通过减性屈光改变值或角膜基质透镜来补偿，因此其同样具有在中间比在边缘更厚的体积。因此，在剖面图中，植入体和角膜基质透镜具有相同的基本形状，在中间具有较大的厚度而在边缘具有较小的厚度。然后，通过角膜基质透镜去除而提供的腔室的基本形状非常适合容纳植入体。类似的说法也适用于近视矫正的相反情况，在这种情况下，植入体和(由于所需的过度矫正补偿)角膜基质透镜都在中心比在边缘更薄。乍一看似乎会适得其反的手术因此促进了植入体的引入，因为由角膜基质透镜提供的腔室具有与植入体相同的基本形状。不言而喻，各个角膜基质透镜和植入体的尺寸并不相同；然而，基本形状的对应性显著地促进了插入，特别是避免了在腔室边缘处的应力，如WO 2016/050711 A1的主题。
这在植入体的体积不大于角膜基质透镜的体积时是特别适用的。这可以通过适当选择两个屈光改变值来容易地设定。
第二种变体方案的优点在于，甚至在旋转不对称、特别是散光矫正的情况下，植入体的旋转位置也不再存在任何问题。当插入植入体时，在那种情况下是非旋转对称的，传统方法必须确保植入体的旋转位置与散光的取向(轴线)相匹配。进一步，必须有适当的预防措施，以确保植入体不会随着时间的推移而不期望地旋转离开此预定位置。选择两个屈光改变值(也就是说植入体的屈光改变和角膜基质透镜的屈光改变)现在允许提供纯粹旋转对称的植入体，其因此具有相同的屈光改变，与其在眼睛角膜中的旋转位置无关。随后，总体上所需的旋转不对称是仅仅由随后建立的角膜基质透镜(也就是说减性屈光改变值)产生的。由于角膜基质透镜是分离出的，并最终由眼睛角膜中的切割表面限定，因此可以非常容易地设定此旋转不对称。例如，SMILE方法的散光矫正是众所周知的。插入有旋转对称植入体的腔室是旋转不对称的，但即使植入体在腔室内扭转，这也无法随着时间的推移而改变。因此，根据本发明的由植入体实现的屈光改变的起点也能够非常简单地控制旋转不对称矫正，而无需针对锚定植入体以防腔室中的旋转位置变化而采取特定预防措施。
待插入的植入体优选是多焦点的，例如以实现老花眼矫正。老花眼被理解为意指由调节丧失而引起的与年龄相关的远视。例如，从WO 2021/156203A1已知一种矫正老花眼的多焦点植入体。该植入体包括具有两个同心区的透镜体，这两个同心区包括彼此不同的衍射结构。衍射结构被设计成使得衍射结构能够为可见光范围内的特定波长提供多个焦点。
迄今为止，植入体的使用始终基于这样的假设，即植入体基本上必须根据患者的个人情况制作，以便实现完全的矫正或期望的全部角膜修改。植入体的屈光改变的起点以及角膜基质透镜对剩余的残余屈光矫正的适配现在允许在另一变体方案中用标准化植入体来起效。在此方面，设想的是提供一组植入体，该组植入体均被设计用于通过插入角膜中来改变屈光，该组植入体包括多个植入体，每个植入体都具有单独的增性屈光改变值。然后，确定增性屈光改变值包括从该组植入体中选择这些植入体之一。此方法允许植入体的工业化生产。在这种情况下，不再需要注意的是，用于植入体的材料是否允许对患者个体进行追溯性处理(在实验室或现场)。可以使用与生物相容性匹配得更好的材料。有利地，当从该组植入体中进行选择时，将选择屈光改变最接近屈光矫正需求的植入体。不言而喻，植入体在这种情况下会产生过度矫正和/或具有纯粹旋转对称设计的特性也可以在这里使用，例如通过由球镜植入体组成的一组植入体。
所描述的用于创建控制数据的方法包括用于通过角膜修改来矫正眼睛的屈光的准备，并且不需要手术步骤。然而，该方法可以与后者互为补充，以形成一种手术方法。在此步骤中，激光装置用于形成切割表面，从角膜中去除角膜基质透镜，并且将植入体插入角膜中的在去除角膜基质透镜之后留下的腔室中。在这种情况下并且很大程度在原则上，该方法可以通过特别是包括处理器的计算机来执行。此计算机可以被设计为规划站，如从现有技术中的其他地方已知的。
在此方面，本发明进一步包括一种用于执行上述方法的软件产品，因为考虑到屈光矫正需求，确定植入体以及计算残余屈光矫正和切割表面可以通过适当的软件毫无问题地实现。
为解决问题而提供的设备在其方法方面与所解释的方法相对应，其中提供了一种计算装置，该计算装置被配置用于执行对应的方法步骤。
在上文参考球镜和散光矫正的范围内，这些应理解为仅仅是旋转对称屈光改变和非旋转对称屈光改变的示例。无论如何都可以以这种方式进行高阶矫正。进一步，关于过度矫正的情况，在非旋转对称屈光矫正需求的情况下，该过度矫正至少与旋转不对称的主轴有关；具体来说，在散光的情况下，与曲率误差较小的轴线有关。因此，例如，针对此主轴，可能存在过度矫正，但针对与其成90°的轴线，不存在过度矫正。理想地，这里的矫正需求由植入体沿着一条轴线精确满足。如果这不可能，则优选地应针对两条轴线都存在过度矫正，以便确保植入体与角膜基质透镜之间在基本结构上期望的对应性。
在这里参考对植入体的确定的范围，这涉及限定增性屈光改变值，例如包括植入体的几何数据，也就是说例如植入体的范围。在一个发展方案中，可以对植入体所采用的体积进行完整的几何描述。如果提供了一组(标准)植入体，则确定增性屈光改变值也能够与从该组植入体中选择植入体有关，因为已知该组植入体中的各个植入体的相应的增性屈光改变值。最终，随后的过程需要待限定的植入体的屈光改变。在这种情况下，确定植入体和计算残余屈光矫正也可以通过将屈光矫正需求分解为由植入体产生的屈光改变和残余剩余部分来相结合。然后，此剩余部分就是残余屈光矫正。以这种方式，屈光改变首先已被限定为植入体的基本参数，并且这已被用于以非常紧凑的程序来确定植入体，并且同时也已计算出残余屈光矫正，针对该残余屈光矫正，随后适当地建立了角膜基质透镜和界定该角膜基质透镜的切割表面。
有必要将由取出角膜基质透镜和插入植入体分别产生的矫正与角膜基质透镜或植入体本身的屈光力区分开来。
不言而喻，在不背离本发明的范围的情况下，上文提及的特征和下文仍要解释的特征不仅可以以指定的组合使用，而且还可以以其他组合使用或单独地使用。
附图说明
下文将基于示例性实施例并参考附图更详细地解释本发明，这些附图同样披露了对本发明必不可少的特征。这些示例性实施例仅出于说明性目的而提供，不应被解释为限制性的。例如，对具有多个元件或部件的示例性实施例的描述不应被解释为是指所有这些元件或部件对于实施方案来说都是必要的。代替地，其他示例性实施例也可以包含替代性元件和部件、更少的元件或部件、或附加的元件或部件。除非另有说明，否则不同示例性实施例的元件或部件可以彼此组合。针对示例性实施例之一描述的修改和变化也可以适用于其他示例性实施例。为了避免重复，在不同的图中相同或彼此对应的元件由相同的附图标记表示，并且不重复解释。在附图中：
图1示出了一种具有用于眼科手术屈光矫正的规划装置的治疗设备的示意图，
图2示出了图1的治疗设备中所使用的激光辐射的效果的示意图，
图3示出了与激光辐射引入有关的图1的治疗设备的进一步示意图，
图4示出了用于阐明在眼科手术屈光矫正的情况下角膜体积去除的眼睛角膜的剖面示意图，
图5示出了特别是参考存在于其中的规划装置的在图1的治疗设备的设计方面的示意图，
图6示出了用于阐明增性屈光不正矫正和减性屈光不正矫正的协同作用的示意图，
图7示出了用于为(例如图6的)手术方法建立基本数据的方法的框图，
图8A至图8C示出了用于形成切割表面以去除角膜基质透镜的眼睛角膜的不同视图，其中，图8A示出了角膜的平面图，图8B再现了图8A中沿着纵轴的剖面图，以及图8C再现了图8A中沿着横轴的剖面图，以及
图9示出了在插入植入体之后与图8C相似的剖面图。
具体实施方式
图1中描绘了一种用于眼科手术的治疗设备1。治疗设备1被设计成向患者3的眼睛2上引入激光切割。为此，治疗设备1包括激光装置4，该激光装置从激光源5发射激光束6，该激光束作为聚焦光束7被引导到眼睛2或眼睛角膜中。优选地，激光束6是波长在300纳米与10微米之间的脉冲激光束。进一步，激光束6的脉冲长度在1飞秒与100纳秒之间的范围内，其中，脉冲重复率为50至20000千赫兹且脉冲能量在0.01微焦耳与0.01毫焦耳之间是可行的。治疗设备1通过使脉冲激光辐射偏转到眼睛2的角膜中形成切割表面。为此，在激光装置4或其激光源5中设置了扫描仪8和辐射强度调制器9。
患者3位于例如诊疗床10上，该诊疗床在三个空间方向上是可调整的，以便使眼睛2相对于激光束6的入射适当对准。在优选的结构中，诊疗床10能够以电机驱动的方式调整。替代性地，也可以调整激光装置4。特别地，该控制可以由控制器11来实现，该控制器原则上控制治疗设备1的操作，并且为此通过适当的数据链路(例如连接线12)连接到治疗设备。当然，此通信也可以以不同的方式来实现，例如经由光导或通过无线电。控制器11对治疗设备1、特别是激光装置4的定时进行适当调整和控制，并且因此在治疗设备1上产生适当的方法顺序。
治疗设备1包括固定装置15，该固定装置固定了眼睛2的角膜相对于激光装置4的相对位置。此固定装置15可以包括已知的接触镜45，通过负压将眼睛角膜贴附在该接触镜上，并且该接触镜在眼睛角膜上形成所期望的几何形状。这种接触镜是本领域技术人员从现有技术中(例如从DE 102005040338A1中)已知的。此文件的披露内容，只要其与适用于治疗设备1的接触镜45的结构描述有关，都完全并入本文中。
治疗装置1进一步包括相机(这里未图示)，该相机能够通过接触镜45记录眼睛角膜17的图像。在这种情况下，相机的照明可以在可见光和红外光谱范围内实现。
治疗设备1的控制器11包括规划装置16，该规划装置仍将在下文中详细解释并且包括至少一个计算装置，该计算装置为了准备目的计算切割表面和/或控制数据，特别是用于治疗设备的执行数据，使得可以在手术方法的范围内形成切割表面。
图2示意性地示出了入射激光束6的效果。激光束6作为聚焦激光束7入射到眼睛2的角膜17中。示意性绘制的光学器件18被设置用于聚焦目的。光学器件在角膜17中产生焦点19，激光辐射能量密度在焦点上高到通过与脉冲激光辐射6的脉冲长度相结合能在角膜17中出现非线性效果。举例来说，脉冲激光辐射6的每个脉冲都可以在焦点19中在眼睛角膜17中形成光学击穿，该击穿继而又会引发如图2中仅示意性所示的等离子气泡。当等离子气泡产生时，组织层分离包括大于焦点19的区域，尽管仅在焦点19中获得了用于形成光学击穿的条件。为了使每个激光脉冲都能形成光学击穿，能量密度(也就是说激光辐射的通量)必须高于某个与脉冲长度有关的阈值。本领域技术人员例如从DE 69500997 T2中意识到了这种关系。替代性地，组织分离效果也可以通过脉冲激光辐射借助于将多个激光辐射脉冲发射到焦点重叠的区域中来实现。然后，多个激光辐射脉冲相互作用，以便获得组织分离效果。然而，用于治疗设备1的组织分离类型与下文的描述不再相关。最重要的是在眼睛2的角膜17中产生切割表面。
为了通过眼科手术来矫正屈光，通过激光辐射6借助于在角膜内分离组织层来从角膜17内的区域中去除角膜体积(被称为“角膜基质透镜”)，该组织层分离出角膜体积，然后能够去除该角膜体积。角膜体积以三维形状的切割表面为界。为此，在以脉冲形式引入激光辐射的情况下，在三个维度上调整聚焦激光辐射7的焦点17在角膜17中的位置。这在图3中示意性地示出。通过去除角膜基质透镜以有针对性的方式修改角膜17前侧的曲率，以便因此实现屈光矫正。均匀厚的体积不会实质性改变角膜前侧的曲率——因此使用了术语“角膜基质透镜”。
图3仅在一定程度上绘制了治疗设备1的元件，这些元件对于理解切割表面的产生是必要的。如已经提到的，激光束6聚焦在角膜19的焦点19上，并且焦点19在角膜中的位置被调整为使得为了产生切割表面的目的，将聚焦在不同位置的激光辐射脉冲能量引入角膜17的组织中。激光辐射6是由激光源5、优选地作为脉冲辐射提供的。在图3的结构中，扫描仪8具有两部分结构并且由xy扫描仪8a组成，在一个变体方案中，这是通过基本上正交偏转的两个振镜来实现的。扫描仪8a使来自激光源5的激光束6二维偏转，使得偏转后的激光束20出现在扫描仪9的下游。因此，扫描仪8a产生了对焦点19的位置的调整，使其基本上垂直于激光束6在角膜17中的主要入射方向。除了xy扫描仪8a外，扫描仪8中还设置了z扫描仪8b，用于调整深度位置，例如z扫描仪可以实施为可调整的望远镜。z扫描仪8b确保了焦点19的位置的z位置(也就是说其在入射光轴上的位置)被修改。z扫描仪8b可以设置在xy扫描仪8a的上游或下游。该扫描例如使焦点19沿着三维轨迹位移，激光脉冲沿着该三维轨迹发射以便形成切割表面。
对于治疗设备1的操作原理，将各个坐标分配到空间方向不是必需的，就像扫描仪8a围绕相互正交的轴线偏转不是必需的一样。代替地，可以使用能够在不包含光辐射的入射轴的平面中调整焦点19的任何扫描仪。为了偏转或控制焦点19的位置的目的，也可以使用任何非笛卡尔坐标系。示例包括球面坐标系或圆柱坐标系。焦点19的位置是通过扫描仪8a和8b来控制的，这些扫描仪是通过控制器11来控制的，该控制器对激光源5、调制器9(图3中未示出)和扫描仪8进行适当调整。控制器11确保了激光源5的适当操作和焦点三维调整(这里以示例性方式进行解释)，使得最终形成切割表面，该切割表面分离出要去除或取走以矫正屈光的特定角膜体积。在这种情况下，该控制器根据为此指定的执行数据来操作。
例如，执行数据被指定为用于重新定位焦点的目标点和/或用于上述轨迹的数据。通常，执行数据被结合到执行数据记录中。该执行数据记录指定了待形成的切割表面的几何规格，例如作为图案的目标点的坐标。然后，在本实施例中，执行数据记录还包含用于焦点位置调整机构(例如用于扫描仪8)的特定操作变量。如将在下文所解释的，执行数据是基于指定要形成的切割表面的控制数据。
图4中以示例性方式示出了使用治疗设备1产生切割表面。角膜17中的角膜体积21是通过对聚焦光束7所聚焦的焦点19进行重新定位来分离出的。形成多部分切割表面，这就是为什么也要提及“切割表面”的原因。在示例性方式中，在这种情况下，该多部分切割表面包括前瓣切割表面22和后角膜基质透镜切割表面23。这些术语在这里应被视为纯粹的示例性术语，并且仅旨在建立与常规LASIK或屈曲方法的关系，治疗设备1可选地同样被设计用于常规LASIK或屈曲方法。这里最重要的是，切割表面22和23以及可选的周边边缘切口(这里未标注，并且在其边缘将切割表面22和23聚集在一起)环绕并分离出角膜体积21。如根据DE 102007019813A1的SMILE方法所提供的，角膜体积21可以通过开口切口24取走。此文件的披露内容整体并入本文中。
图5示意性地示出了治疗设备1，并且规划装置16的重要性应在此基础上更详细地进行解释。在此变体方案中，治疗设备1包括至少两个装置或模块。激光装置4(上文已经解释的)将激光束6发射到眼睛2上。如已经解释的，激光装置4的操作是通过控制器11全自动实现的；即，在适当的开始信号后，激光装置4开始产生激光束6并使其偏转，并形成如上所述构造的切割表面。激光装置5从控制器11接收操作所需的控制信号，该控制器在早些时候被提供了适当的控制数据。例如，这可以通过规划装置16来实现，该规划装置纯粹以示例性方式被示出为图5中控制器11的组成部分。当然，规划装置16也可以具有独立的实施例，并且以有线或无线方式与控制装置11通信。在这种情况下最重要的是，在规划装置16与控制器11之间提供适当的数据传输通道。
作为核心元件，规划装置16包括计算装置16a，如要在下文所解释的，该计算装置计算旨在角膜17中形成的切割表面，并且建立这些切割表面所需的数据。规划装置16(或计算装置16a直接地)从中创建执行数据记录，该执行数据记录提供给控制器11，用于执行眼科手术屈光矫正的目的。
为了计算切割表面，计算装置16a使用了关于眼睛角膜的测量数据。在这里描述的实施例中，这些测量数据源自测量装置28，该测量装置之前已测量患者2的眼睛2。当然，测量装置28可以以任何合适的方式设计，并将相应的测量数据传输到规划装置16的接口29。
当限定用于分离出角膜体积21的切割表面时，规划装置协助治疗设备1的操作员。这可以达到全自动限定切割表面的程度，例如可以借助于计算装置16a根据测量数据确定要去除的角膜体积21、将角膜体积的边界面限定为切割表面以及据此为控制器11创建适当的控制数据来实现全自动限定切割表面。在自动化程度的另一端，规划装置16可以提供输入选项，在这些输入选项处，用户以几何参数等形式输入切割表面。中间级为由规划装置16自动生成、然后可由用户修改的切割表面提供了建议。原则上，上文在描述的更一般部分中已经解释过的所有构思都可以在这里应用于计算装置16a。
图6示出了屈光不正矫正的基本原理，计算装置16a为该屈光不正矫正提供了基本数据并且该屈光不正矫正可以通过治疗设备1来实施。在这种情况下，图6示出的剖面图与图4中的剖面图类似，并且对应的元件已通过与图4中相同的附图标记来表示。图6的上部部分示出了眼睛的角膜17，其中，虚线用于绘制具有变化后的形式的角膜，该变化后的形式在手术后确立并通过17*表示。很明显，手术后角膜17*的前侧的曲率更大。这里，在未按比例绘制的附图中，已经用尺寸DC绘制了中间的曲率的增加。角膜基质透镜21是通过上述切割表面22和23在角膜中被分离出的，这些切割表面共同形成了三维切割表面。需要注意的是，在所描绘的实施例中，此角膜基质透镜21不会带来曲率的增加，而是会使曲率变平。这将在下文进行讨论。一旦角膜基质透镜21已被分离出并通过开口切口24去除，就并入植入体26(图6中右下方示意性描绘地)。并入手术是通过箭头用符号表示的，这旨在表明角膜基质透镜26通过开口切口24引入腔室中，该腔室已在去除角膜基质透镜21后形成并以表面22、23为界。图6示出了角膜基质透镜21具有的高度DL大于高度DC，因此角膜17*的曲率在手术后应更大。简单地说，DL与DC之间的差异可以通过这样的事实来解释，即可以假定角膜基质透镜26是由两个组成部分26a和26b组装而成。最终，组成部分26a对应于手术后角膜17*的曲率的变化。因此，该组成部分具有在简化解释中的高度DC。可以认为植入体26被细分为的其余部分26b对应于角膜基质透镜21。这允许使用本身并不适合于期望效果的角膜基质透镜21——在这种情况下角膜17的曲率增加。作为此匹配的结果，角膜基质透镜21和植入体26具有相同的基本形状，具体是在中心的厚度大于在边缘的厚度。
在这种情况下，图6示出了一种简化方案。该简化方案是基于这样的事实，即角膜基质透镜/植入体的底侧与角膜基质透镜/植入体的顶侧之间的差异与眼睛角膜曲率的变化有关，归结为这两个侧面曲率的差异。相比之下，角膜基质透镜/植入体的绝对厚度对于屈光变化(也就是说角膜前侧的曲率的变化)并不起决定性作用。例如，这可以通过这样的事实来识别，即插入或去除一个在其侧向范围内厚度恒定的体积将仅非常轻微地改变在插入区域中角膜前侧的曲率，并且将使角膜前侧在前方或后方方向上稍微更远地定位，但仍将保持大致相同的曲率。因此，图6非常示意性地示出了边缘厚度更大的角膜基质透镜21，因为这实现了去除的角膜基质透镜21的体积大于待插入的植入体26的体积。下文将解释此非强制性选项的优点。然而，图6中的示意图决不能与以下假设联系起来，即角膜基质透镜21的边缘厚度将有助于角膜前侧的曲率变化到足以改变屈光的程度。情况并非如此。相反，关于角膜基质透镜21，主要是表面22与23之间的曲率差异与屈光矫正相关，并且在角膜基质透镜26的示意图中也为部分26b绘制了这些曲率差异。因此，决不能将此简化方案误解为意指角膜基质透镜21关于总体厚度被精确地设计成部分26b的形状。虽然这种对应性是可能的，但其并不是强制的。
角膜基质透镜21和植入体26的匹配是借助于计算装置16a首先限定植入体26的增性屈光改变值，随后在其减性屈光改变值方面适配角膜基质透镜21使得在总体上在手术后获得角膜17*的曲率的期望变化来实现的。这里，图6的示例性实施例中的植入体26被选择为使得其实现了过度矫正。换句话说，仅植入体26就会由于增性屈光改变值而产生曲率增加过大。在图6的情况下所展示的示例中，这将因此导致现有的远视(角膜太平)转变为近视(角膜太陡)。然而，这种情况并不会发生，因为计算装置16a通过为角膜基质透镜21以及限定角膜基质透镜21的切割表面22和23设定减性屈光改变值来跟进过度矫正植入体26的对应选择，使得在总体上达到精确的期望矫正。在总体上，这可能是两个方面相结合的结果。首先，将增性屈光不正矫正(插入植入体26)与减性屈光不正矫正(去除或取走角膜基质透镜21)相结合。此外，这种结合是有目的地实现的，并且从限定植入体26开始并将角膜基质透镜21与之相匹配。
图7示出了用于建立基本数据的对应方法的框图。在步骤S1中，接收关于眼睛屈光矫正需求的数据；例如，这些数据可能已经在可能特别包括对眼睛的测量的先前步骤中提供。在步骤S2中，基于此屈光矫正需求限定待插入的植入体的基本变量，并且由此确定该植入体。此变量是植入体所产生的增性屈光改变值。
在步骤S3中，仅计算由于屈光矫正需求和植入体所产生的增性屈光改变而需要的减性屈光改变值。如描述的一般部分中所解释的并且如还将在下文详细呈现的，在这种情况下步骤S2和S3可以结合使用。在随后的步骤S4中，基于减性屈光改变值来计算要在角膜中分离出的角膜基质透镜。在这种情况下，角膜基质透镜被设计为使得其从角膜中去除产生了所需的补充性残余屈光矫正。因此，植入体和角膜基质透镜的结合具有所需的精确角膜修改以满足屈光矫正需求。在该过程中，可以产生上述体积匹配。
在最后的步骤S5中，计算要在角膜中分离出角膜基质透镜所需的切割表面。分离出角膜基质透镜的切割表面(例如，22、23和用于设定总体厚度的边缘面)同时限定了用于插入植入体的腔室。为此切割表面创建了描述切割表面的适当数据。然后，这些数据用作用于矫正眼睛屈光的控制数据，其中，这些数据可能仍然是原始数据，仍然必须转换为用于治疗设备的适当执行数据，例如通过对重新定位焦点所沿的上述轨迹进行限定来转换。
图8A示出了一个实施例的眼睛角膜17的平面图，在该实施例中应进行散光矫正。下文绘制的图8B的剖面图示出了图8A的横轴上的剖面。这里绘制了要去除的角膜基质透镜21。从与图8C的比较中可以明显看出，该图描绘了穿过图8A的纵轴的剖面图，角膜基质透镜21并非旋转对称，因为它在两个剖面中的曲率不同。如图6所示，该角膜基质透镜的基本结构使得其将减小角膜前侧的曲率。不过，总体上执行远视矫正，其中角膜前侧的曲率增加。这在图9中示出，该图示出了与图8A类似的剖面图，不过是在插入植入体26后，在这种情况下，用阴影线绘制该植入体。植入体26的基本形状与去除的角膜基质透镜的基本形状类似，从图8C中可以非常明显地看出，该角膜基质透镜在中间比在边缘更厚。因此，图6的原理在这里也得到了应用，不过是在散光矫正的情况下。在图6中，植入体26是旋转对称的，也就是说图9中的图示也同等适用于图8A的水平剖面(除了开口切口24)——至少关于植入体26的设计，因为去除角膜基质透镜21所形成的腔室并不是旋转对称的。
图9示出了在边缘区30不会产生问题(在使用SMILE原理进行远视矫正的情况下，该边缘区通常会有问题)，因为角膜基质透镜21和植入体6的基本形状相同，结果是在边缘区30(在该边缘区中，覆盖膜25与角膜17的其余部分连接在一起)中不会出现巨大的应力或阶级。
使用旋转对称植入体26的另一个优点是，当插入植入体26时，其旋转位置(也就是说其关于图9中的点划线轴线旋转对准)是完全无关紧要的，因为旋转不对称(也就是说散光)是通过去除旋转不对称的角膜基质透镜21所形成的旋转不对称腔室来实现的。
在步骤S2中以确定植入体开始该方法并在该基础上确定要被角膜基质透镜满足的屈光矫正的程序的优点还在于可以用一组标准尺寸的植入体来进行工作。不需要使植入体26单独精确地适配特定的屈光矫正需求，因为这可以在步骤S3中通过确定减性屈光改变值来实现。下文使用远视矫正(ST<0)的示例来解释使用这组标准植入体26的示例性程序：
1.输入患者眼睛的明显屈光不正，也就是说术前屈光不正。
2.输入目标屈光(也可能是高阶)。
3.计算寻求的屈光矫正BT作为差异；这就是屈光矫正需求。例如，如果术后的目标屈光(残余屈光不正)为0dpt且术前的屈光不正为+5dpt(即远视)，则寻求矫正BT＝-5dpt。因此，即使术前的视觉误差是通过正屈光度说明来描述的，远视矫正也需要通过负屈光度值的矫正。
4.将矫正分解为球镜、柱镜、高阶(ST,CT,XT)。
5.将球镜ST与集合Si进行比较：通过从Si>-ST的集合中识别(正或负)相邻元素来选择增性矫正强度(原则上，每个Si都是适合的，但最近的邻近元素是优选的)。如果不偏离第3点中所指定的示例，则将从包含偶数屈光度值的一组植入体中选择Si＝+6dpt的植入体，因为以下情况适用：BT＝-5dpt＝1dpt-6dpt。Si是植入体26的(球镜)屈光力值。这确定了增性屈光改变值。然后，近视SMILE将正屈光角膜基质透镜21去除，其中减性屈光改变值BS仍然缺失。使用矫正BT和所选择的增性矫正强度Si来实现对要减性获得的屈光力差异BS的计算，以通过减性分量和增性分量提供寻求的矫正：BT＝BS-Si
6.计算用于矫正BS的角膜基质透镜形状。BS描述了去除的角膜基质透镜的屈光力。
7.创建描述了界定角膜基质透镜21的切割表面的数据，并创建控制数据以形成计算的形式的切割表面。
为患者从该组植入体中选择植入体26，该植入体与去除或取走为屈光矫正需求而适当计算的角膜基质透镜相结合获得了期望的效果，其中该结合使操作节省材料。
原则上，所去除的角膜基质透镜的屈光力BS可以是正的，也可以是负的。在第一种情况下，这对应于近视矫正(去除或取走的角膜基质透镜的屈光力为正)，而在第二种情况下，这对应于远视矫正本身，下文将详细讨论远视矫正的变体方案。特别是高阶矫正、而且球镜矫正都是可能的，高度混合的变体方案也是如此。从应用的角度来看，在远视矫正的情况下，优选将减性分量完全置于SMILE近视的范围内，也就是说确保了去除角膜基质透镜21产生了沿着两条主子午线的负屈光力矫正。这样，角膜基质透镜沿着两条子午线的屈光力均为正，并且因此具有有利的生理形状(中间厚，边缘薄)。然而，这并不是强制性的，而只是一种有利的实施例。为了实现这一点，植入体26会对远视进行过度矫正，然后在柱镜分量上减性地执行近视矫正(作为最小值)。乍一看似乎有些奇怪的程序确保了植入体专注于纯粹的球镜远视。这产生了前述的优点，即无需确保植入体的特殊取向，因为该植入体没有与角度相关的屈光力分量。然后，对上述方法进行如下修改：
1.输入患者眼睛的明显屈光不正。
2.输入目标屈光(也可选地是高阶、多焦点特性)。
3.计算寻求的屈光矫正BT作为差异(BT＝目标＝屈光)。
4.将矫正分解为球镜ST_Max、柱镜、高阶(ST,CT,XT)。
5.计算对应子午线上的最大屈光力BT_Max和最小屈光力BT_Max。
6.将球镜ST_Max与集合Si进行比较：通过从Si>-ST_Max的集合中识别(正或负)相邻元素来选择增性矫正强度(原则上，每个Si都是适合的，但最近的邻近元素是优选的)。为了将寻求的矫正分解为减性分量和增性分量，根据矫正BT和所选择的增性矫正强度Si来计算要减性获得的子午线屈光力差异BS_Min和BS_Min：BT_Max＝BS_Max-Si并且BT_Min＝BS_Min-Si。
7.计算用于矫正BS(BS_Max和BS_Min)的角膜基质透镜形式。
8.创建控制数据以形成计算形式的角膜基质透镜。
在这种情况下，高阶矫正优选地纯粹通过减性分量来满足，而相应的适应性球镜的矫正通过来自该组植入体的可用植入体26来实现。因此，增性-减性相结合的矫正方法的另一个优点是，这减少了所需的植入体变体的数量，从而减少了制造和物流成本。用户无需对植入体26进行调整。
第三个优点令人惊讶地产生了这样的效果，即在植入由先前的角膜基质透镜取出产生的角膜腔室的范围内，由于角膜基质透镜21的尺寸意味着不再需要对植入体26进行显著的侧向拉伸，因此作为盖25位于其上方的角膜17的弹性现在足以完全适于植入体26的形状。在此方面，参考Gatinel等人的文章(Gatinel D.,Weyhausen A.,Bischoff M.；《屈光手术杂志[Journal of Refractive Surgery]》，2020年；36(12):844-850)。减性方法形成了植入体26所需的空间。Gatinel等人指定的SMILE近视治疗的体积的简化计算等式可以被修改，以便现在计算植入体26所需的体积。文章中的等式4如下：
此等式适用于负柱镜符号，并具有与矫正相关的屈光力说明(符号变化)，其公布的15μm的最小角膜基质透镜厚度(在边缘)的常数，绝对项与之成比例。此外，该等式适用于直径为6.5mm的光学区。针对其他参数，本领域技术人员可以相应地计算出其他常数。
一般来说，针对减性体积(其中SS和CS分别是为矫正近视的目的而要去除或取走的角膜基质透镜的正屈光力的球镜分量和柱镜分量)，可以写成以下：
VS≈aS+b·SS+c·CS -
以及，针对球镜增性体积，可以写成以下：
VA≈aA+b·SA
角膜基质透镜和植入体的屈光力用作符号。因此，以下不等式应成立，其中要求植入体26的体积应通过角膜基质透镜取出来形成，并且光学区的直径对应：
VA≤VS
替代性地，也可以制定要求，使得盖25的内弧长(针对所有角度)大于或等于植入体26的外弧长，但这里制定的体积条件可以用作近似值，并且相对容易计算。如果将上述等式彼此插入，则会产生以下：
aA+b·SA≤aS+b·SS+c·CS -
因此，针对增性球镜，会产生以下条件：
最可能的是，如果尽可能大的角膜基质透镜21的边缘厚度和尽可能小的植入体26的边缘厚度引起尽可能大的第一项，则可以满足此条件。例如，可以采用边缘厚度为30μm的角膜基质透镜21和边缘厚度为15μm的植入体26，从而第一项的分母大约为1.0mm3-0.5mm3＝0.5mm3。在该过程中，在边缘会产生15μm的高度差异。这是可行的，因为在任何情况下这都是SMILE方法中的规则。第二项无法有效增加。虽然理论上SA的增加是可能的，但这些必须通过更大的SS来补偿。第三项也是预定的。因此，针对这些示例性考虑(假设SS＝0)，也可以写成以下：
SA≤+1.79dpt+1.46CS -
因此，针对始终为负的变量SA而得出的一个条件是植入体26的体积不大于先前去除或取走的角膜基质透镜21的体积(如果光学区的直径相同)。由于图6是示意图，因此该图没有示出这一点。
如果如本文所述的，植入体被选择为使得观察到此条件，则可能的情况是(偏离上面的描述)从该组植入体中选择的可能不是具有紧邻屈光力值的植入体26。在这种情况下，选择最大程度上近似满足上述条件的植入体26。
例如，S＝+2.0dpt和C＝1.5dpt的远视眼旨在被完全矫正(ST＝-2.0dpt；CT＝-1.5dpt)。因此，BT_Max＝0-(+2.0dpt++1.5dpt)＝-3.5dpt且BT_Min＝-20dpt。从一组球镜植入体中，选择S4＝+4.0dpt的植入体26(图7中的步骤S2)。
针对减性球镜，产生SS＝BT_Max-Si＝-3.5dpt++4.0dpt＝-0.5dpt，并且针对柱镜分量，产生CS＝CT＝1.5dpt。因此，减性去除或取走的角膜基质透镜21本身就将完美矫正S＝-0.5dpt和C＝-1.5dpt的近视。对于本领域技术人员来说，该角膜基质透镜的计算和在患者眼睛中的形成都是已知的。手术暂时去除或取走角膜基质透镜产生了现有的远视增加到S＝+4.0dpt，而同时完全矫正柱镜(C＝0dpt)。现在，剩余的纯粹球镜远视可以通过并入选定的植入体26来矫正。应用上述CS -＝+1.5dpt的不等式产生了：
SA≤+3.98dpt
Si＝+4.0dpt近似满足此条件。原则上，这就足够了，其中可以允许±20％、优选±10％、特别优选±5％的偏差。在这种情况下，植入体26所引起的盖25上的应力非常小。可以省去减压切口。
只要较小的光学区大到足以覆盖中视瞳孔，就可以接受不同大小的光学区。结果，可以扩展矫正范围。
所有这些实现方式都基于增性矫正和减性矫正相结合的基本构思。这种基于体积比较的实施例变体方案是示例性且优选的实施例。本领域技术人员可以类比地考虑关于与角度相关的弧长的同类考虑因素。特别地，关于残余散光的更准确预测和用于最小化残余散光的对应对策，这种方法比体积计算更有效率。
植入体可以由供体组织或人工组织材料组成。
用户自己也能够从合适的毛坯中生产出该组植入体中的一个元件。由毛坯制造标准大小的植入体比形成患者个体化的特殊植入体更容易。这从根本上简化了制造和物流，并且生物力学问题至少在理论上变得完全可解决。为此，用户所生产的嵌体还可能包含柱镜分量或其他高阶分量。然而，这意味着该实现方式需要正确轴向植入。在此方面的辅助方法(标记、形状调整等)是已知的。

Claims (22)

1.一种用于创建控制数据以通过角膜修改来矫正眼睛(2)的屈光的方法，所述方法包括：
-接收关于所述眼睛(2)的屈光矫正需求的数据，
-基于所述屈光矫正需求，确定由待插入所述角膜(17)中的植入体(26)产生的增性屈光改变值，
-确定由待从所述角膜(17)中去除的角膜基质透镜(21)产生的减性屈光改变值，
-其中，所述增性屈光改变值和所述减性屈光改变值共同产生所述屈光矫正需求，
-基于所述减性屈光改变值计算待在所述角膜(17)中分离出的角膜基质透镜(21)，使得所述角膜基质透镜(21)被设计成，通过将所述角膜基质透镜从所述角膜(17)中去除而产生所述减性屈光改变值，以及
-计算切割表面(22，23)，使得所述切割表面在所述角膜(17)中分离出所述角膜基质透镜(21)，并且同时界定了用于插入所述植入体(26)的腔室，并且创建描述所述切割表面(22，23)的数据。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，由所述屈光矫正需求与先前确定的所述增性屈光改变值之间的差异来确定所述减性屈光改变值。
3.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，矫正是旋转不对称矫正，所述增性屈光改变值限定了纯粹的旋转对称屈光改变、特别是纯粹的球镜屈光改变，并且所述减性屈光改变值限定了旋转不对称屈光改变、特别是散光屈光改变。
4.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述增性屈光改变值产生远视的或近视的过度矫正，并且所述减性屈光改变值包括反向的近视矫正或远视矫正。
5.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述增性屈光改变值被确定成，使得所述增性屈光改变值不超过所述增性屈光改变值与所述屈光矫正需求之间的指定最大偏差。
6.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，为了实现老花眼矫正，待插入的所述植入体(26)是多焦点的。
7.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述角膜基质透镜(21)和所述植入体(26)在所述角膜基质透镜和所述植入体各自的中间比在边缘更厚，或者所述角膜基质透镜(21)和所述植入体(26)在所述角膜基质透镜和所述植入体各自的中间比在边缘更薄。
8.根据前述权利要求中任一项所述的方法，进一步包括提供一组植入体(26)，每个植入体都被设计用于通过插入所述角膜(17)中而产生的增性屈光改变，其中，该组植入体包括多个植入体(26)，每个植入体都具有单独的增性屈光改变值，并且其中，确定植入体(26)的步骤包括选择这些植入体(26)中的一个。
9.根据权利要求8所述的方法，其中，在选择步骤中，基于所述屈光矫正需求从该组植入体中选择增性屈光改变值最接近所述屈光矫正需求的植入体(26)。
10.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中，所述角膜基质透镜(21)的体积大于或等于所述植入体(26)的体积。
11.一种用于通过角膜修改来矫正眼睛(2)的屈光的方法，所述方法包括根据前述权利要求中任一项所述的方法，并且所述方法进一步包括：
-使用激光装置(4)来产生所述切割表面(22，23)，
-从所述角膜(17)中去除所述角膜基质透镜(21)，以及
-将所述植入体(26)插入所述角膜(17)中的腔室中，所述腔室在所述去除后仍然存在。
12.一种用于创建控制数据以通过角膜修改来矫正眼睛(2)的屈光的设备，所述设备包括：
-接口(29)，所述接口用于接收关于所述眼睛(2)的屈光矫正需求的数据，
-计算装置(16a)，所述计算装置连接到所述接口(29)并配置成
--接收关于所述屈光矫正需求的数据，
--基于所述屈光矫正需求，确定由待插入所述角膜(17)的植入体(26)产生的增性屈光改变值，
--确定由待从所述角膜(17)中去除的角膜基质透镜(21)产生的减性屈光改变值，
--其中，所述增性屈光改变值和所述减性屈光改变值共同产生了所述屈光矫正需求，
--基于所述减性屈光改变值计算待在所述角膜(17)中分离出的角膜基质透镜(21)，使得所述角膜基质透镜(21)被设计成，通过将所述角膜基质透镜从所述角膜(17)中去除而产生所述减性屈光改变值，以及
--计算切割表面(29)，使得所述切割表面在所述角膜(17)中分离出所述角膜基质透镜(21)，并且同时界定了用于插入所述植入体(26)的腔室，并且创建描述所述切割表面(29)的数据。
13.根据权利要求12所述的设备，其中，所述计算装置(16a)被配置用于，由所述屈光矫正需求与先前确定的所述增性屈光改变值之间的差异来确定所述减性屈光改变值。
14.根据权利要求12或13所述的设备，其中，矫正是旋转不对称矫正，所述增性屈光改变值限定了纯粹的旋转对称屈光改变、特别是纯粹的球镜屈光改变，并且所述减性屈光改变值限定了旋转不对称屈光改变、特别是散光屈光改变。
15.根据权利要求12至14中任一项所述的设备，其中，所述计算装置(16a)被配置用于确定这两个屈光改变值，使得所述增性屈光改变值产生远视的或近视的过度矫正，并且所述减性屈光改变值包括反向的近视矫正或远视矫正。
16.根据权利要求12至15中任一项所述的设备，其中，所述计算装置(16a)被配置用于确定所述增性屈光改变值，使得所述增性屈光改变值不超过所述增性屈光改变值与所述屈光矫正需求之间的指定最大偏差。
17.根据权利要求12至16中任一项所述的设备，其中，为了实现老花眼矫正，待插入的所述植入体(26)是多焦点的。
18.根据权利要求12至17中任一项所述的设备，其中，所述角膜基质透镜(21)和所述植入体(26)在所述角膜基质透镜和所述植入体各自的中间比在边缘更厚，或者所述角膜基质透镜(21)和所述植入体(26)在所述角膜基质透镜和所述植入体各自的中间比在边缘更薄。
19.一种由根据权利要求12至18中任一项所述的设备和一组植入体(26)构成的系统，每个植入体都被设计用于通过插入所述角膜(17)中而产生的增性屈光改变，其中，该组植入体包括多个植入体(26)，每个植入体都具有单独的增性屈光改变值，并且其中，所述设备包括接口(29)，所述接口用于接收关于该组植入体(26)的数据，其中，所述数据包括各个增性屈光改变值，并且其中，所述计算装置被配置用于，当确定所述增性屈光改变值时从该组植入体中选择这些植入体(26)中的一个。
20.根据权利要求19所述的系统，其中，该组植入体(26)分别产生纯粹的旋转对称屈光改变、特别是球镜屈光改变，并且所述计算装置被配置用于计算所述角膜基质透镜(21)，使得所述角膜基质透镜产生旋转不对称屈光改变、特别是散光屈光改变。
21.根据权利要求20所述的系统，其中，所述计算装置被配置用于，基于所述屈光矫正需求从该组植入体中选择屈光改变值最接近所述屈光矫正需求的植入体(26)。
22.一种具有程序代码的计算机程序产品，当所述程序代码被加载到计算机上时，所述程序代码执行根据权利要求1至10中任一项所述的方法。
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