JP5411151B2 - 目の屈折異常を外科的に矯正する治療装置およびそのための制御データを生成する方法 - Google Patents

Description

本発明は、目の視野欠陥を外科的に矯正するための治療装置に関する。この治療装置は、制御装置によって制御され、レーザ光を照射することによって角膜組織を分離するレーザ装置を有する。この制御装置は、水晶体の容積が角膜内で分離されるように、レーザ装置を制御してレーザ光を角膜内に照射するように適合されており、角膜からのこの除去によって、所望の矯正が実現する。

本発明はさらに、目の視野欠陥を手術により矯正するための、治療装置のレーザ装置に対する制御データを生成する方法に関する。レーザ装置は、レーザ光を照射することによって角膜組織を分離し、制御データは手術中にレーザ装置を制御して、水晶体の容積が角膜内で分離するようにレーザ光を角膜内へ照射する。角膜からのこの除去によって、所望の矯正が実現する。

最終的に、本発明は、目の視野欠陥を手術により矯正する方法に関する。レーザ光を照射することによって、角膜組織は分離され、それにより水晶体の容積が分離され、角膜内で除去される。角膜からのこの除去によって、所望の矯正が実現する。

ヒトの目の視野欠陥を矯正する従来の方法は眼鏡である。しかし、眼鏡が使用されている一方で、目の角膜の形を変えることによって視野欠陥を矯正する屈折手術がなされることが増えてきている。この場合における手術の目的は、光の屈折に影響を与えるために角膜の形を選択的に変えることである。様々な外科的方法がこの目的に対して知られている。現在、最も普及しているのは、レーザ現位置角膜切開反転術（ＬＡＳＩＫ（レーシック）とも略される）として知られているものである。この場合、まず、角膜ラメラが角膜の表面の片側から切り取られ、もう片側に折り曲げられる。このラメラは、機械的なマイクロ角膜切開刀、またはレーザ角膜切開刀として知られる手段（例えば、アメリカ合衆国のＩｒｖｉｎｅにあるＩｎｔｒａｌａｓｅ Ｃｏｒｐ．によって販売されているような手段）によって切り取ることができる。ラメラが切り取られ、片側に折り曲げられると、レーシック手術はエキシマレーザを照射して、このように露出した角膜組織をアブレーションによって除去する。角膜内に位置する特定の容積がこのように蒸散すると、角膜ラメラはその元の位置に折り返される。

ラメラを露出するためにレーザ角膜切開刀を利用することは、感染の危険性が減り、切開の質が向上する点から、有利である。特に、ラメラを高精度に一定の厚みで生成することができる。この切開はまた潜在的により滑らかであり、これによって、手術後であっても残るこの境界面が原因で生じる、後の光学的障害を低減させる。

レーザ光によって角膜内に切開面を生成する場合、従来方法では、パルスレーザ光が組織内に導入される。パルス長は一般に、１ｐｓよりも短い。その結果、光破断を引き起こすのに必要なパワー密度が、各パルスについて、小さな空間領域に制限される。この点に関し、米国特許第５，９８４，９１６号明細書は、光破断の空間領域（この場合は、相互作用が発生する領域）がパルス持続時間に大きく依存することを明確に開示している。このように、前述の短いパルスと組み合わせてレーザビームを高度に収束することによって、光破断を角膜内で極めて高精度で利用することができる。切開部を生成するために、結果として切開面が形成されるように、一連の光破断を所定の箇所に生成する。前述のレーザ角膜切開刀では、切開面は、レーザアブレーションを利用する前に折り畳まれるラメラを形成する。

従来のレーシック法では、露出した角膜組織を蒸散させる。これは、レーザ光による角膜の「研磨」とも称される。視野欠陥を矯正するのに必要な容積の除去は、この場合、レーザパルス数およびそのエネルギーによって露出した角膜の各表面構成物質に対して設定される。レーザパルスの数とエネルギーに応じて、異なる量の構成物質が除去される。

つい最近まで、最初に述べた手術方法が、最初の検査で説明され、試験されてきた。角膜内のある一定容積を分離し、その後その容積を形成する組織片を除去するために、レーザ光が用いられる。この場合にも一般にパルスレーザ光が使用されるため、フェムト秒のレンチキュラ抽出（すなわち、略してＦＬＥｘ）が参照される。この容積は、レンチキュラと称される。

現在、アブレーションレーザ光によって角膜を研磨するのに適した実験値を、目の屈折手術のＦＬＥｘ法に用いることはできない。ＦＬＥｘ法では、角膜から除去される容積が、露出した角膜組織をアブレーションすることによって除去されるのではなく、三次元の切開面によって角膜内で分離されており、それゆえに除去に適しているのであるが、これは、一方では除去される材料を蒸散させ、他方では分離された容積を除去するという手段がかなり異なっているからである。これは、特に、除去される容積の境界となる切開面の選択に当てはまる。なぜなら、従来のレーシック手術にはこのような切開面がないからである。面の表面構造が異なるため、手術後の治癒過程もまた異なる。

手作業による除去は、目的とする屈折効果に加え、さらなる要件である、組織片の特定の機械的な安定性を要求する。それゆえに、この観点から、組織片は、組織片の除去後に設定される角膜の残りの厚みが依然として残るような厚みと、同じ厚みとなるよう設計されるべきである。

この要望は、治癒過程の屈折効果を最小化または少なくとも予測可能にする形状に対する要求と反する。すなわち、治癒過程が、例えば、角膜を厚くした結果、屈折治療法が直接の原因となる矯正の変更にかなりの程度寄与するように、レンチキュラが形成される場合は、患者はこれを不都合と感じるであろう。治癒過程のこのような負の影響を、退行という。できるだけ退行が少ない、すなわち屈折変化なく、治癒過程を進める必要がある。言い換えると、屈折効果は、できるだけ迅速に所望の程度まで生じ、常に一定のままであるべきである。しかし、これはいつも可能とは限らないので、治癒過程に伴う退行はしばしば、屈折治療法の計画に組み入れられなければならない。ヒトの目の生理的な特性のため、ＦＬＥｘ法による遠視矯正が、一般に、この種の治癒過程によってより強く影響を受ける可能性があると予測される。治癒過程におけるこれらの屈折変化を完全に回避することができない場合は、少なくとも、屈折変化をできるだけ軽度で予測可能にすることが望ましい。

従来技術は、これまでに知られている切開およびレンチキュラの形状が近視の矯正に関連するため、この点に関しては、遠視の矯正において何の手助けにもならない。
したがって、全体として、従来のレーシック法と比較して、ＦＬＥｘによる視野欠陥の屈折矯正では、多くの領域で異なる要件があり、場合によっては新しい要件もある。

したがって、本発明の目的は、レンチキュラの切開面が、安全な除去と治癒過程の両方に有利であるように、冒頭で述べた種類の治療装置または方法を提供することである。

本発明によれば、この目的は、目の遠視を外科的に矯正する治療装置によって達成される。この治療装置は、制御装置によって制御され、レーザ光を照射することによって角膜組織を分離するレーザ装置を有する。この制御装置はレーザ装置を制御してレーザ光を角膜内に照射し、水晶体の容積を角膜内で分離するように適合されている。角膜からのこの除去により、遠視の所望の矯正が実現する。制御装置は、レーザ装置を制御するとき、水晶体の容積が後面と前面を有し、それらの縁部が端面を介して接続されるように水晶体の容積を画定する。端面と、目の視軸がある平面とから構成される切開曲線が、この視軸に対して横方向に幅を有し、この幅は、各面の後面または前面の縁部で垂直であり、かつ前面を後面またはその想定上の延長部と接続する直線を同じ投影面において有する場合の幅よりも大きい。

この目的は、さらに、目の遠視を手術して矯正するための、治療装置のレーザ装置用に制御データを生成する方法によって達成される。レーザ装置は、レーザ光を照射して角膜組織を分離する。手術中、制御データによりレーザ装置を制御して、水晶体の容積が角膜内で分離されるように、レーザ光を角膜内に照射する。角膜からのこの除去により、遠視の所望の矯正を実現する。制御データは、水晶体の容積が後面と前面を有し、それらの縁部が端面を介して接続されるように水晶体の容積を画定する。端面と、目の視軸がある平面とから構成される切開曲線が、この視軸に対して横方向に幅を有し、各幅は、各面の後面または前面の縁部で垂直であり、かつ前面を後面またはその想定上の延長部と結ぶ直線を同じ投影面において有する場合の幅よりも大きい。

最終的に、本目的は、目の遠視を外科的に矯正する方法によっても達成される。角膜組織がレーザ光を照射することによって分離され、それにより水晶体の容積が分離され、角膜から除去される。容積のこの除去により、遠視の所望の矯正を実現する。水晶体の容積は、縁部が端面を介して接続される後面と前面を備えている。端面と、目の視軸がある平面とから構成される切開曲線が、この視軸に対して横方向に幅を有し、この幅は、各面の後面または前面の縁部で垂直であり、前面を後面またはその想定上の延長部と結ぶ直線を同じ投影面において有する場合の幅よりも大きい。

本発明は、ＦＬＥｘ法における術後（退行）問題が、切り取られ、再び用いられる角膜ラメラが、不都合に挿入されるか、または除去された容積の縁部に滑らかに置くことができない事実から生じるという見解に基づいている。この種の退行問題を回避するために、本発明は広い縁部ゾーンを設け、これにより、水晶体の容積を分離するために作成された後部切開面と一体化する角膜ラメラのために、ほとんど退行を生じない移行ゾーンを提供する。この移行ゾーンが、好ましくは、光学的に影響のある領域の外（すなわち、目の暗順応瞳孔の外）に置かれている場合は、さらに望ましくない副作用の危険性が、より低減される。好ましくは、この移行ゾーンの幅は０．１〜１ｍｍである。

端面が前面に可能な限り垂直に開く場合は、退行が特に効果的に低減されることがさらに見出された。このような方向は主に、この種の垂直な開口の場合には、角膜の前面から垂直方向に離れるように延びる段差を、その上に位置する角膜ラメラにさらに設けることができるため、驚くべき効果を発揮する。しかし、この垂直な開口は、端面が、この垂直な開口の下で視軸の方向により大きく傾斜している第２部分を有する場合は、退行に関しては問題を生じないことが立証されている。この構造の結果、水晶体の容積は、好ましくは５〜１０μｍの縁部厚みを有する。この種の縁部厚みは、退行の観点において問題とはならないが、同時に、組織片が切り取られる場合には、縁部厚みが、十分確実に、小片が縁部からはがれるのを防止するので、組織片をより効果的に除去できることを保証することが見出された。この種の小片は、組織片の縁部厚みが比較的薄く、それゆえに端面の垂直な開口部分が短い場合に比べて、かなり大きく組織を除去した後に、角膜ラメラを位置合わせするのに影響を及ぼす。それゆえに、本発明のこの構成は、一見不利に見えるが、結果として、この種の縁部が実際に期待されるであろう、可能な限り狭い縁部よりも少ない退行（すなわち、良好な内部成長挙動）を達成する縁部構造を得る。

視軸の方向により大きく傾斜する端面の第２部分は、多くの方法で具体化できる。一つの可能な例は、第１部分まである角度で延びる、視軸の方向に対して、８０°から１００°の角度に位置付けられる直線経路である。したがって、端面の第２部分は、面取り部と理解することができる。しかし、曲線経路、例えば、視軸の通過点を基準にして凹形経路（すなわち、視軸の方向に第２部分が湾曲すること）も可能である。この場合、第２部分は、例えば、丸みを帯びた形状に設計される。

本発明の範囲内では、前述の広い移行ゾーンを提供することによって退行挙動に大きく影響を及ぼす全ての広範囲の形状が、この縁部に適する。
本発明の一実施形態においては、縁部構造は、容積の除去後に角膜が有する曲率半径を画定する、角膜の容積の寸法決めルールと組み合わされる。したがって、本発明のこのような発展形態は、退行最適化縁部構造だけでなく、後面および前面の解析計算を可能にする。

矯正後の角膜の正面の曲率の説明は、この場合は、視野欠陥を矯正するのに適し、視野欠陥の所望の矯正を達成するために角膜の頂点の前に距離ｄ_ＨＳで位置決めさられなければならない、眼鏡の屈折力Ｂ_ＢＲを特定する視野欠陥データから始める。これらのパラメータの決定は、眼科学では確立された基準であり、既存の測定器を使用することができる。この場合に用いられる測定データはまた、非点収差欠陥または高次の収差欠陥を表すこともでき、この結果、容積が低減した角膜の曲率半径を表す式は、以下の図面の説明の式（１）で表されているように、対応する角度パラメータ（円柱座標に基づく）を有していることは、言うまでもない。

したがって、前面が、角膜の正面から一定距離ｄ_Ｆに位置決めされ、後面が湾曲し、曲率半径がＲ_Ｌ＝Ｒ_ＣＶ ^＊−ｄ_Ｆである、本発明による装置または本発明による方法の一実施形態が好ましい。ここで、Ｒ_ＣＶ ^＊は、式Ｒ_ＣＶ ^＊＝１／（（１／Ｒ_ＣＶ）＋Ｂ_ＢＲ／（（ｎ_ｃ−１）・（１−ｄ_ＨＳ・Ｂ_ＢＲ）））＋Ｆを満たし、Ｒ_ＣＶは、容積を除去する前の角膜の曲率半径であり、ｎ_ｃは、角膜の構成物質の屈折力であり、Ｆは補正係数であり、Ｂ_ＢＲは、視野欠陥を矯正するのに適した眼鏡の屈折力であり、ｄ_ＨＳは、屈折力Ｂ_ＢＲを有する眼鏡が、この眼鏡によって視野欠陥の所望の矯正を達成するために、角膜の頂点の前に位置決めされなければならない距離である。

補正係数Ｆは、容積を除去した結果生じる視軸上の目の角膜の厚みの低減による光学的効果の評価基準である。簡略化された計算では、この係数Ｆはゼロに設定されてもよい。より正確な計算では、Ｆは、Ｆ＝（１−１／ｎ_ｃ）・（ｄ_ｃ ^＊−ｄ_ｃ）のように計算されてもよい。ここで、ｄ_ｃおよびｄ_ｃ ^＊はそれぞれ、容積を除去する前および後の角膜の厚みを示している。半径Ｒ_ＣＶ ^＊は、各反復段階の間に、厚みの変化（ｄ_ｃ ^＊−ｄ_ｃ）が差（Ｒ_ＣＶ ^＊−Ｒ_ＣＶ）から推論され、そこから得られる、厚みの変化についての対応する結果が、次の反復段階においてＲ_ＣＶ ^＊の計算で適用される。Ｆについての反復計算は、例えば、２回の反復段階の間において、特定の限界値よりも小さい差がＦについて残るすべてである場合に終了できる。

本実施形態において提供される、容積を除去した後の角膜の正面の曲率に関連する曲率を有する後面の構成によって、容積の境界となる面を特に簡単に画定することができる。この理由は、前面はこのとき、角膜の正面の下の一定距離に位置決めされ、光学的な矯正はこの後面の形状によって実現されるからである。したがって、大きな計算労力は、後面部分の画定だけに生じ、前面部分には生じない。さらに、この種の方法によって、同時に、後面部分を簡単に解析説明できることも見出された。

制御データを準備するための本発明による方法は、人が関することなく実行可能である。特に、この方法は、適切な入力値から、例えば目の測定データから、制御データを決定するコンピュータによって実行できる。制御データを決定するのに関連して治療介入を伴わないので、特に制御データを決定する際に、医師が関与する必要が全くない。以前に決定された制御データが利用されるまで、このような介入は生じない。

ここでの説明が方法ステップを記述している限りにおいて、本発明による装置は、この装置の作動中にこの方法ステップの実行を管理する制御器を含む。
本発明を図面を参照して実施例により以下に詳細に説明する。

視野欠陥を矯正する治療器または治療装置の概略図である。 図１の治療器具の構成に関する概略図である。 図１の治療装置を用いた視野欠陥の矯正における、パルスレーザ光を目に導入する原理を示す図である。 図１の治療装置の別の概略図である。 子図面（ａ）、（ｂ）、（ｃ）において、視野欠陥の場合におけるヒトの目の矯正の必要性を明確にするための概略的な断面図を示している。 視野欠陥を矯正するために除去すべき容積を示した、目の角膜の概略的な断面図である。 図５の容積の除去後の目の角膜の断面図である。 図５と同様の断面図である。 容積の除去を表すための目の角膜の概略的な断面図である。 視野欠陥の矯正中に生成された切開面を表すための目の角膜の平面図である。 遠視を矯正するために除去された容積の外形を表す、図９ａの平面図に関する断面図である。 図９ａと同様であるが、この場合、近視を矯正するための図である。 図９ａと同様であるが、やはり近視を矯正するための図である。 図９ａと同様であるが、容積の除去に関して異なる切開を誘導した図である。 図９ｂと同様であるが、図１１ａの平面図に関する断面図である。 ａは、図９ａと同様であるが、視野欠陥を矯正するために除去される容積の境界を示すために異なる種類の縁部切開部を備えた断面図である。ｂは、図９ａの縁部切開部の拡大部分図である。ｃは、図１２ｂと同様であるが、異なった形状の端面に関する、拡大された縁部切開部の図である。ｄは、図１２ｂと同様であるが、異なった形状の端面に関する、拡大された縁部切開部の図である。

図１は、欧州特許第１１５９９８６Ａ１号明細書または米国特許第５５４９６３２号明細書に記載された方法と同様の眼科の手術方法のための治療装置１を示している。治療装置１は、治療レーザ光２によって、患者４の目３における視野欠陥の矯正を実現する。視野欠陥には、遠視、近視、老眼、乱視、混合乱視（一方向では遠視に関係し、それに直角の方向では近視に関係する乱視）、非球面欠陥および高次収差が含まれ得る。治療レーザ光２は、記載された実施形態では、目３に集光するパルスレーザビームとして照射される。パルス持続時間は、この場合、例えばフェムト秒の範囲内であり、レーザ光２が角膜内の非線形光学効果によって作用する。レーザビームは、例えば、パルス繰り返し周波数が１０〜５００ｋＨｚの５０〜８００ｆｓの短いレーザパルス（好ましくは１００〜４００ｆｓ）を有する。記載された例示的な実施形態では、装置１のアセンブリは、組み込まれた制御ユニットによって制御されているが、この制御ユニットは、もちろん、スタンドアロン式で具体化されてもよい。

治療装置が用いられる前に、目３の視野欠陥が一つ以上の測定装置を用いて測定される。
図１ａは、治療装置１を概略的に示している。この変形形態では、治療装置は、少なくとも二つの従属装置すなわちモジュールを有している。レーザ装置Ｌは、レーザビーム２を目３に照射する。この場合、レーザ装置Ｌは完全に自動的に作動して（すなわち、対応する開始信号によりレーザ装置Ｌが起動して）、レーザビーム２を移動させ、このようにして、以後に説明するように構成される切開面を生成し、目の角膜内のある一定容積を分離する。レーザ装置Ｌは、詳細に指定されていない制御ラインを介して、計画装置Ｐから、作動するのに必要な制御データを制御データセットとして事前に受信する。レーザ装置Ｌが作動する前に送信が実行される。もちろん、送信は無線通信も可能である。直接通信の代替例として、レーザユニットＬと空間的に分離して計画ユニットＰを配置し、対応するデータ通信チャネルを提供することもできる。

好ましくは、制御データセットは治療装置１へ送信され、さらに好ましくは、レーザ装置Ｌの作動は、有効な制御データセットがレーザ装置Ｌ上に存在するまで阻止される。有効な制御データセットは、原理的には、治療装置１のレーザ装置Ｌにおいて用いるのに適した制御データセットであってよい。さらに、有効なデータセットはさらなる試験に合格することに関連付けすることもできる。この試験は、例えば、治療装置１についての制御データセット（例えば、装置の製造番号）または患者についての制御データセット（例えば、患者の識別番号）に追加的に取り込まれる詳細事項が、患者がレーザ装置Ｌを作動するために正確な位置につくとすぐに、例えば、治療装置から読み出されたか、または、別々に入力された他の詳細事項に一致するかどうかの試験である。

計画ユニットＰは制御データセットを生成し、このデータセットは、目を治療するために取得された測定データと視野欠陥データとから、外科的な手術を実行するためにレーザユニットＬに提供される。制御データセットは、インタフェースＳを介して計画ユニットＰへ送られ、図示した例示的な実施形態では、以前に患者４の目を測定した測定装置Ｍから発生する。もちろん、測定装置Ｍが、任意の所望の方法で、対応する測定データと視野欠陥データとを計画ユニットＰへ送信することもできる。

データは、メモリチップ（例えば、ＵＳＢまたはメモリスティック）、磁気メモリ（例えば、フロッピーディスク）、無線通信（例えば、ＷＬＡＮ、ＵＭＴＳ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ）によって、または、有線方式（例えば、ＵＳＢ、ＦｉｒｅＷｉｒｅ、ＲＳ２３２、ＣＡＮ Ｂｕｓ、Ｅｔｈｅｒｎｅｔなど）で送信可能である。もちろん、計画ユニットＰとレーザ装置Ｌとの間のデータ送信に関しても同じことが当てはまる。

一つの変形形態において使用可能な、データ送信に関する、測定装置Ｍと治療装置１との直接無線または有線接続は、誤った測定データおよび視野欠陥データの使用が、可能な最大限の確実性で排除されるという利点がある。これは、特に、それぞれの装置が、患者４が測定またはレーザ光２を導入するための正しい位置にいるかどうかを検出するように、測定装置Ｍまたはレーザ装置Ｌと相互作用するベッド装置（図示せず）によって、患者が測定装置Ｍ（複数可）からレーザ装置Ｌへ移される場合に、当てはまる。この場合、測定および視野欠陥データは、患者４が測定装置Ｍからレーザ装置Ｌへ移されると同時に治療装置１へ送信可能である。

好ましくは、適切な手段により、計画ユニットＰが常に、患者４に関する制御データセットを生成し、患者４についての不正確な制御データセットを誤って使用する危険性がほとんど排除されるように保証する。

レーザビーム２の効果を図２で概略的に示している。治療レーザビーム２は、明示されていない光学系によって目６の角膜５に集光される。これによって、角膜５内に焦点が形成される。焦点は、スポット６を覆い、焦点では、レーザ光エネルギー密度が極めて高いために、パルス長と組み合わさって、目の中で非線形効果が生じる。例えば、パルスレーザ光２の各パルスは、各スポット６において、目の角膜５内に光学的な破断部を生成することができる。破断部は、次に、図２に概略的に示すプラズマ泡を発生させる。その結果、このレーザパルスによって、組織が角膜５内で分離する。プラズマ泡が生成される場合、組織の層分離は、レーザ光２の焦点が覆うスポット６よりも大きい領域を含むが、破断部が生成される条件は焦点においてのみ達成される。光学的な破断部が各レーザパルスによって生成されるためには、エネルギー密度（すなわち、レーザ光のフルエンス）が、パルス長に依存した特定のしきい値を上回らなければならない。この関係は、例えば、独国特許第６９５００９９７Ｔ２号明細書から当業者に公知である。

あるいは、複数のレーザ光パルスが一つの領域に照射され、スポット６が複数のレーザ光パルスの重なりであるという点で、パルスレーザ光の組織分離効果が生じ得る。次に、複数のレーザ光パルスが協働して、組織分離効果を達成する。

しかし、治療装置１が用いる組織分離の種類は、以下の説明とは無関係である。重要なのは、パルス治療レーザ光２が用いられることである。例えば、国際公開公報第２００４／０３２８１０Ａ２号パンフレットに記載されているような治療装置１が用いられてもよい。また、多数のレーザパルス焦点が組織内で切開面を形成し、その形状がレーザパルス焦点が組織内に配置されているか、または配置されるようになるパターンに依存していることも不可欠である。パターンは、焦点の位置用に、一つ以上のレーザパルスが照射される目標点を予め定め、切開面の形状と位置を画定する。目標点のパターンは、以下に記載する方法および装置にとって重要であり、このパターンについては以下に詳細に説明する。

ここで、視野欠陥の矯正を実行するために、構成物質を分離して、その構成物質を除去する組織層をそこで分離することによって、構成物質が、パルスレーザ光によって、角膜５内の一つの領域から除去される。構成物質のこの除去によって、角膜内の容積の変化がもたらされ、その結果、角膜５の光学的な結像効果が変化する。変化の大きさは、正確に、以前に決定された視野欠陥が、できるだけ矯正されるか、または矯正されるようになる大きさである。除去すべき容積を分離するために、レーザ光２の焦点が、角膜５内の目標点、一般に、上皮およびボーマン膜の下の、デスメ膜および内皮の上に位置決めされた一つの領域内に向けられている。この目的を達成するために、治療装置は、角膜５内でレーザ光２の焦点位置を移動させるための機構を有する。これは図３に概略的に示している。

治療装置１の構成要素は、焦点の移動を理解するのに必要である限りにおいてのみ、図３に含まれている。前述のように、レーザ光２を角膜５内の焦点７に集光し、角膜内の焦点７の位置を移動させることにより、レーザ光パルスからの収束したエネルギーが角膜５の組織に導入されて、様々な箇所に切開面を生成するようにする。レーザ光２は、レーザ８によってパルス放射として提供される。ほぼ直交する軸回りに偏向する２枚のガルバノミラーによる一つの変形形態で具体化されるｘｙスキャナ９が、レーザ８からのレーザビームを二次元的に偏向することにより、ｘｙスキャナ９の後は、偏向されたレーザビーム１０が生成される。このように、ｘｙスキャナ９は、角膜５へのレーザ光２の入射の主方向に対してほぼ直角に、焦点７の位置を移動させる。ｘｙスキャナ９に加えて、例えば、調節可能な望遠鏡として具体化されるｚスキャナ１１が、深さ位置を調節するために提供される。このｚスキャナ１１は、移動される焦点７のｚ位置（すなわち、入射の光軸上の焦点位置）を提供する。ｚスキャナ１１は、ｘｙスキャナ９の下流または上流に配置できる。したがって、以後にｘ、ｙ、ｚで示される座標は、焦点７の位置の移動に関係する。

空間的な各方向に個々に座標を割り当てることは、治療装置１の機能原理に必須ではない。しかし、説明を簡単にするために、以後の全ての場合において、ｚはレーザ光２の入射光軸に沿った座標を示し、ｘおよびｙもまた、レーザビームの入射方向に垂直な平面における二つの相互に直交する座標を示している。当業者はもちろん、角膜５内の焦点７の位置が、他の座標系において３次元的に説明されてもよいこと、特に、座標系は、直角座標系でなくてもよいことを理解する。それゆえに、ｘｙスキャナ９が、軸回りで互いに直角に偏向するという事実は必須ではなく、むしろ、光放射の入射軸が存在しない平面内で焦点７を調節できる任意のスキャナを用いることができる。したがって、斜交座標系を用いることも可能である。

さらに、以下により詳細に説明するように、焦点７の位置を記述または制御するために、非直線座標系が用いられてもよい。この種の座標系の例は、球座標および円柱座標である。

焦点７の位置を制御するために、結合されて三次元焦点移動装置の特定の例を形成するｘｙスキャナ９およびｚスキャナ１１もまた、明示されていないラインを介して制御器１２によって起動される。同じことがレーザ８に当てはまる。制御器３は、ｘｙスキャナ９およびｚスキャナ１１によって例示的な方法で実現される、レーザ８および三次元焦点移動装置の適切な同期動作もまた保証する。これにより、角膜５内の焦点７の位置が、特定容積の構成物質が最終的に分離されるように移動し、続く容積の除去によって、視野欠陥の所望の矯正を実現する。

制御器１２は、焦点移動のための目標点を定義する、予め定められた制御データに基づいて作動する。制御データは、一般に、制御データセットにまとめられる。一実施形態では、制御データセットは目標点の座標をパターンとして定義し、その制御データセット内の一連の目標点が、焦点位置の連続配置、したがって最終的には、経路曲線（本明細書では略して経路とも言う）を定義する。一実施形態では、制御データセットは、例えば、ｘｙスキャナ９およびｚスキャナ１１について焦点位置移動機構に対する特定の設定値として目標点を含む。眼科の手術を準備するために（すなわち、実際の手術が行われる前に）、目標点および、好ましくはその順序もまた、パターンで決定される。外科的な介入は、治療装置１に関する制御データが定義され、次に、そのデータを利用して、患者４に対して最適な視野欠陥の矯正を達成するように、前もって計画されなければならない。

第１段階は、角膜５から分離され、その後に除去される容積を画定することである。図１ａを参照して前に説明したように、これは、矯正の必要性を確認することを要する。図４は、子図ａ）、ｂ）およびｃ）において、患者４の目３の光学的状態を示している。視野欠陥を矯正していない状態は、子図ａ）に示す状態である。角膜５は、目の水晶体１３と共に、網膜１４の後のｚ軸上に位置する焦点Ｆ内に無限遠にある物体の焦点を生成する。この場合、結像効果は、一方では目の水晶体１３により得られ（目が適応していない場合は水晶体が弛緩する）、他方では、実質的に角膜の正面１５および角膜の後面１６によっても画定され、その曲率のため同様に結像効果がある、目の角膜５から得られる。角膜５の光学的効果は、角膜の正面の曲率半径Ｒ_ＣＶによって生じる。子図ａ）は単に例示的な状態における視野欠陥を表している。実際には、前述のより複雑な視野欠陥が存在し得る。しかし、参照が明確になされていない場合であっても、いくつかの特定の式は追加の角度依存性を含み得るが、以下の説明は複雑な視野欠陥にも当てはまる。

視野欠陥を矯正するためには、眼鏡の形状の正面レンズ１７が、図４の子図ｂ）に示すように、目３の前で、角膜５の頂点から距離ｄ_ＨＳで、公知の態様で配置されている。レンズ１７の回折力Ｂ_ＢＲは、レンズが、焦点Ｆから、網膜１４上に位置する矯正された焦点Ｆ^＊へ、全体としてのシステム（すなわち、眼鏡と目とで構成されたシステム）の遠点を移動させるように適合されている。

本明細書で用いる名称に関して、変数にアスタリスクを加えることによって、それらが矯正後に得られた変数であることを示していることに留意されたい。したがって、焦点Ｆ^＊は、眼鏡のレンズ１７によって、図４の子図ｂ）で達成される光学的矯正の後に存在する焦点である。

角膜５の厚みの変化は、主に、空気に面する角膜の前面１５の曲率半径を変化させるが、目の内部に面する角膜の後面１６の曲率半径は変化させないという正当な仮定に基づくと、角膜の前面１５の曲率半径Ｒ_ＣＶは、容積の除去によって修正される。容積分が低減した角膜５は、次に矯正された焦点Ｆ^＊が網膜１４上にあるように変更された結像効果を有する。矯正後は、変更された角膜の前面１５^＊が存在し、視野欠陥の矯正がめがねを用いずとも達成される。

したがって、修正された角膜の前面１５^＊に関して達成すべき曲率は、目標点のパターンを画定するために決定される。この場合には、対応するパラメータの決定が眼科光学では標準的な方法であるため、開始点は、眼鏡のレンズ１７の屈折力である。以下の式は、眼鏡のレンズ１７の屈折力Ｂ_ＢＲ（φ）の計算に適用する。

（１）Ｂ_ＢＲ（φ）＝Ｓｐｈ＋Ｃｙｌ・ｓｉｎ^２（φ−θ）
この式において、ＳｐｈおよびＣｙｌはそれぞれ、球面および乱視の屈折欠陥について実施される矯正値を示し、θは、当業者には検眼で知られているような円柱の（乱視の）視野欠陥の円柱軸の位置を示している。最後に、パラメータφは、目の円柱座標系を表し、眼科光学では慣習的であるような、目に反時計回りに見て数えられる。ここで、値Ｂ_ＢＲを用いると、修正後の角膜の前面１５*の曲率は以下のように表される。

（２）Ｒ_ＣＶ ^＊＝１／（（１／Ｒ_ＣＶ）＋Ｂ_ＢＲ／（（ｎ_C−１）・（１−ｄ_ＨＳ・Ｂ_ＢＲ）））＋Ｆ
式（２）において、ｎ_ｃは、角膜の構成物質の屈折力を示している。それぞれの値は、通常１．３７６である。ｄ_ＨＳは、屈折力Ｂ_ＢＲを有する眼鏡が、眼鏡によって視野欠陥の所望の矯正を生成するために、角膜の頂点から位置決めされなければならない距離を示している。Ｂ_ＢＲは、式（１）に基づいた、眼鏡の上記屈折力を示している。屈折力Ｂ_ＢＲに対する表示はまた、通常の球面または円柱矯正から逸脱する視野欠陥を含んでもよい。さらに、Ｂ_ＢＲは（したがって、自動的にＲ_ＣＶ ^＊も）追加の座標依存性を有する。

補正係数Ｆは、角膜の厚み変化の光学的効果を考慮したものであり、最初の近似では、一定係数と見なしてもよい。高精度の矯正については、係数は、以下の式に基づいて計算できる。

（３）Ｆ＝（１−１／ｎ_C）・（ｄ_C ^＊−ｄ_C）
この場合、ｄ_Ｃおよびｄ_Ｃ ^＊はそれぞれ、光学的な矯正前および後の角膜の厚みである。正確に決定するために、ｉ番目の計算では、変数（ｄ_Ｃ ^＊−ｄ_Ｃ）が差（Ｒ_ＣＶ ^＊−Ｒ_ＣＶ）から決定され、そこから得られる、厚みの変化に関する対応する結果が、（ｉ＋１）番目の計算に使用されるという点で、Ｒ_ＣＶ ^＊は繰り返し計算される。この計算は、例えば、厚みの変化についての結果の差が、２回の連続した繰り返し段階において対応して定義された限界値を下回る場合は、終了基準に適合するまで行われる。この限界値は、例えば、治療に適する屈折矯正の精度に対応する、一定の差によって定義することができる。

目の角膜の厚み変化が無視される場合は（簡略化された方法では完全に許容できるように）、式（２）における矯正値Ｆは、簡略化された計算に関してはゼロに設定できる（すなわち、無視し、省略できる）。驚いたことに、以下の簡単な式が修正後の角膜５^＊の屈折力について得られる。

Ｂ_ＣＶ ^＊＝Ｂ_ＣＶ＋Ｂ_ＢＲ／（１−Ｂ_ＢＲ・ｄ_ＨＳ）
この式によって、視野欠陥の所望の矯正を得るために、修正後に存在しなければならない角膜の前面１５^＊の半径Ｒ_ＣＶ ^＊が、簡単な形式で、式Ｂ_ＣＶ ^＊＝（ｎ−１）／Ｒ_ＣＶ ^＊を用いて、当業者に以下のように与えられる。

Ｒ_ＣＶ ^＊＝１／（（１／Ｒ_ＣＶ）＋Ｂ_ＢＲ／（（ｎ_Ｃ−１）・（１−ｄ_ＨＳ・Ｂ_ＢＲ）））
容積については、容積を除去することによって、角膜の前面１５の曲率の前述の変化がもたらされ、次にその容積を分離する境界面が画定される。この点に関して、好ましくは、矯正される領域の寸法、したがって、除去される容積の寸法が、可能ならば、暗順応瞳孔の大きさよりも大きくなるという事実を考慮しなければならない。

第１の変形形態においては、当業者に公知の数値的方法を用いて、除去によって曲率の変化をもたらす、容積に外接する自由面を画定する。この目的を達成するために、曲率の所望の修正に必要な厚みの変化が、ｚ軸に沿って決定される。これによって、容積がγ、φの関数（円柱座標における）として提供され、これによって、次に、容積の境界面が提供される。

簡単な分析計算によって、容積の境界面が二つの面部分（すなわち、角膜の表面１５に面する前面部分および反対の後面部分）によって構成される、以下の第２の変形形態が得られる。図５は、対応する状態を示している。容積１８は、角膜の前表面１５の下で、一定距離ｄ_Ｆ離れて位置する前切開面１９によって、角膜の前表面１５の方向に境界を付けられる。この前切開面１９は、レーザ角膜切開刀と類似して、フラップ面１９とも称される。この理由は、フラップ面１９は、目の角膜５において、縁部に向かって切開された開口部と組み合わさって、フラップ形のラメラが、下にある角膜５から持ち上げることができるよう働くからである。ここで、以前に分離された容積１８のこのような除去は、ここでもまた可能である。

前切開面１９は、角膜の前表面１５の下のｄ_Ｆに位置する湾曲形状を有する。手術中に前表面が球面である場合は、曲率半径Ｒ_ＣＶよりもｄ_Ｆ分小さい曲率半径を、フラップ面１９に対して特定することができる。好ましい変形形態に関して以下に説明するように、コンタクトレンズは、切開面１９を生成する場合に、角膜の前表面１５が、切開面が生成された時に球面であることを保証でき、この結果、目標点のパターンは球面の切開面を生成する。コンタクトレンズを取り外した後の目３の弛緩により、非球面の切開面１９となり得るが、切開面１９は依然として、角膜の前表面１５または１５^＊から一定距離離れている。

後方では、角膜５から除去される容積１８は、角膜の前表面１５から、全体として一定距離で離れていない後切開面２０によって境界を付けられる。したがって、後切開面２０は、容積１８がレンチキュラの形態を有するように具体化される。このため、後切開面２０は、レンチキュラ面２０とも称される。図５では、近視矯正の一例として、曲率半径Ｒ_Ｌを有する同様の球面として、後切開面が図示されている。なお、この後切開面の曲率の中心は一般に、図５では同様に球面である、角膜の前表面１５の曲率の中心と一致しない。遠視の矯正では、Ｒ_ＬはＲ_ＣＶ−ｄ_Ｆよりも大きい。

図６は、容積１８の除去後の状態を示している。角膜の修正後の前表面１５^＊の半径は、ここではＲ_ＣＶ ^＊となり、例えば、前述の式に基づいて計算できる。除去された容積１８の中心厚みｄ_Ｌは、この場合、図７で図示するように、半径の変化に対する決定的な要素である。この図では、前切開面１９によって画定された球状キャップの高さｈ_Ｆと、後切開面２０によって画定された球状キャップの高さｈ_Ｌと、除去された容積１８の厚みｄ_Ｌとがまた、さらなる変形形態として示されている。

後切開面２０は、角膜の前表面１５と前切開面１９との間の一定距離を考慮に入れて、容積１８の除去後の角膜の前表面１５^＊の湾曲形状を画定する。したがって、後切開面２０は、例えば、円柱パラメータを考慮に入れた視野欠陥の矯正において、角度依存性の曲率半径を有する。図７に示すレンチキュラ面２０に関しては、一般に以下の式を用いる。

Ｒ_Ｌ（φ）＝Ｒ_ＣＶ ^＊（φ）−ｄ_Ｆ
または円柱座標（ｚ，ｒ，φ）においては、
ｚ_Ｌ（ｒ，φ）＝Ｒ_Ｌ（φ）−（Ｒ_Ｌ ^２（φ）−ｒ^２）^１／２＋ｄ_Ｌ＋ｄ_Ｆ
乱視を考慮に入れない場合は、φへの依存性は省かれ、レンチキュラ面２０は球面となる。しかし、視野欠陥の円柱矯正に対する必要性を根拠として、レンチキュラ面２０は、一般に、それぞれの軸上で異なる曲率半径を有し、曲率半径は、大部分は、同じ形状の頂点を有する。

さらに、このことによって、自動的に、近視の円柱矯正の場合には、フラップ面１９とレンチキュラ面２０との間の理論上の交差線が、一つの平面（すなわち、一定のｚ座標）内にないことが明確になる。レンチキュラ面２０の最も小さい曲率半径は、φ＝θ＋π／２においてであり、最も大きな曲率半径は、もちろん、円柱の視野欠陥の軸θ上（すなわち、φ＝θ）にある。図７の図とは異なり、視野欠陥の矯正においては、フラップ面１９とレンチキュラ面２０の頂点は、理論的には一致し、レンチキュラ面２０は、フラップ面１９よりも強く湾曲する。レンチキュラの厚みｄ_Ｌは、近視における中心のレンチキュラ厚みとして得られる。

近視の矯正の場合には、レンチキュラと見なされる容積１８は、理論的には、縁部において、レンチキュラ面２０とフラップ面１９との交差線を有する。遠視の矯正では、レンチキュラ面２０がフラップ面１９よりも湾曲が小さいので、限定された縁部厚が常に提供される。しかし、この場合には、中心のレンチキュラ密度は、理論上は、ゼロに等しくなる。

フラップ面２０とレンチキュラ面１９とに加え、その縁部においてフラップ面２０とレンチキュラ面１９とで囲まれた容積１８に境界を付ける、追加の端面が提供される。この端面の切開もまた、パルスレーザビームを用いて行われる。以下に、図１２ａ〜ｃを参照して端面の構造を説明する。

角膜の正面１５から一定の距離離れた前切開面１９と後切開面２０とによって囲まれた容積１８の図で示す実施形態は、容積１８に境界をつけるための一つの選択肢にすぎない。しかし、光学的な矯正は、実質的には、一つの面（レンチキュラ面２０）だけで定義されるので、境界面である他方の面部分の分析による解明はより簡単になるという利点がある。

さらに、角膜の前表面１５および角膜の後表面１６からの容積の距離に関しては、最適な安全マージンが提供される。前切開面１９と角膜の前表面１５との間の残存厚ｄ_Ｆは、例えば、５０〜２００μｍの一定の値に設定することができる。特に、残存厚ｄ_Ｆは、痛みに敏感な上皮が、角膜の前表面１５の下のフラップ面１９によって形成されたラメラ内に残るように、選択されてもよい。球面のフラップ面１９の形成もまた、先の角膜測定器の切開部と一致する。これは、この方法を受け入れるのに有利である。

切開面１９、２０を生成した後は、次に、このように分離された容積１８が角膜５から除去される。このことが、図８に概略的に表されている。図８では、さらに、切開面１９、２０が例えば、プラズマ泡を連続的に発生することによって、集光コーン２１に入射する治療レーザビームの作用によって生成され、その結果、好ましい実施形態では、フラップ切開面１９とレンチキュラ切開面２０とが、パルスレーザ光２の焦点位置を適切に３次元的に移動させることによって生成されることを示している
しかし、代替例として、簡略化された一実施形態では、フラップ面１９だけを、パルスレーザ光を用いて、角膜の前表面１５から一定距離離れた位置に湾曲した切開面１９を画定する目標点によって形成することができ、また容積１８を、例えばエキシマレーザビームを用いて、レーザアブレーションによって除去できる。この目的を達成するために、レンチキュラ面２０を除去の境界面として画定できる。しかし、これは必須ではない。このとき、治療装置１は公知のレーザ角膜切開刀と同様に作動するが、それにもかかわらず、切開面１９は湾曲した角膜上に生成される。前述および後述の特徴はそれぞれ、このような変形形態においても可能であり、特に境界面の決定に関する限り、その形状の画定および制御パラメータの決定が関係する。

レンチキュラ面２０とフラップ面１９が両方ともパルスレーザ光によって生成される場合、角膜５の変化がレンチキュラ面２０の上では生じない場合に、レンチキュラ面２０の光学的な結果が良好になる（または、その場合のみ達成され得る）ため、レンチキュラ面２０をフラップ面１９の前に形成することが好都合である。

パルスレーザ光によって分離された容積１８の除去は、図８に示す矢印２３の方向に容積１８を抽出できる縁切部２２によって、図８に示すように達成できる。しかし、代替例として、縁切部２２は、前切開面１９（すなわちフラップ面１９）を、リング形状で角膜の前表面１５に接続するように具体化できるが、縁切部は３６０°の角度全体に広がっているわけではない。このように分離されたラメラは、狭い領域において、角膜５の残りの組織に接続された状態で留まる。したがって、この接続ブリッジがヒンジとして作用して、接続ブリッジがなければ、角膜５から離れて分離されるラメラを折り曲げ、この状態で目の角膜５の残り部分から、アクセス可能なすでに分離された容積１８を切り取ることができる。接続ブリッジの位置は、制御データまたは目標点をそれぞれ生成する際に予め決定されてもよい。したがって、この観点から、前述の手順または装置は、角膜５内で容積１９を分離し、組織ブリッジを介して目の角膜の残り部分と接続されるラメラを、容積を覆う蓋として生成する。この蓋が折り曲げられ、容積１８が除去される。

切開面１９、２０を生成するために、目標点は、ここでは、様々な方法で配置できる。従来技術（例えば、国際公開公報第２００５／０１１５４６号パンフレット）は、例えば、光軸（ｚ軸）にほぼ垂直な主軸回りに螺旋状に延びる特定の螺旋形状を、目の角膜内で切開面を生成するのにどのように用いることができるかを記載している。目標点を列で配置する走査パターンを用いることもまた知られている（国際公開公報第２００５／０１１５４５号パンフレット参照）。これらの選択肢は、上で定義された切開面を生成するために用いることができることは言うまでもない。

前述の端面は、図９ａおよび図９ｂでより詳細に見ることができる。これらの図では、他の図面を参照してすでに説明してきた構成要素には、同じ参照番号が付され、したがって必ずしも再度説明するとは限らない。

図９ａは、遠視矯正の場合における、フラップ面１９とレンチキュラ面２０を備えた、角膜の前表面１５（点線によって示されている周縁）および縁切部２２の平面図である。端面２４によって得られる、レンチキュラ面２０とフラップ面１９との間の移行ゾーンがまた図９ａで見られる。この端面２４は図９ｂで明瞭に見られる。図９ｂは、線Ａ−Ａに沿った図９ａの図の断面図である。

端面２４によって、レンチキュラ２０からフラップ面１９への移行部がもたらされる。この場合、図９ｂの実施形態においては、移行部は、角膜の正面１５またはそこから平行に延びるフラップ面１９に垂直に向く円錐（図９ａの平面図において）面が位置決めされた場合よりも、斜めに位置決めされる円錐面として設計される。縁切部２２は、角度が、角膜の正面に対して垂直な方向になる、視軸ＯＡに対して角度αで位置決めされる。

一方、端面２４は、より傾斜した形で延び、その結果、光軸ＯＡの方向に沿って上から見た場合に端面２４が有する幅Ｂは、例えば、縁切部２２における幅よりも大きい。したがって、対応する角度βも角度αよりも大きくなる。

図１０ａおよび１０ｂは、近視のレンチキュラの場合、すなわち、近視矯正における対応状態を示している。この場合もまた、端面２４が設けられ、フラップ面１０と比較してレンチキュラ面２０のより大きな曲率を考慮して、それ自体は提供されないであろうレンチキュラ１８の限定された縁部厚みにつながる。この理由は、両方の面が、少なくともそれらの延長部において、交差線を有することになる（すなわち、縁部は交差線で終端する）からである。

したがって、光軸ＯＡ上またはその近くで、図９ｂによる遠視の形態に存在するレンチキュラ１８の最小厚みが、縁部においては、図１０ｂによる近視のレンチキュラで生じる。これにより、最小厚みｄ_Ｍはまた図１０ｂの縁部において示されている。

言うまでもなく、図９ｂおよび１０ｂの断面図は、高次の矯正、特に乱視が存在しない場合だけの、レンチキュラを全体的に示している。乱視が存在する場合は、レンチキュラ面２０は、球面とは異なるように適宜補正される。これは、当業者には明らかな態様で、端面２４に影響を与える。

最後に、図１１ａおよび１１ｂは、図９ａおよび９ｂの状態に対応する状態を示している。しかし、この場合、レンチキュラ１８を露出するために生成された縁切部２２は、図９および１０よりもかなり大きな角度範囲にわたって広がっている。

図９〜１１は、斜めの切開部として設計された端面２４を示している。しかし、端面２４はまた、断面図において直線的に見えるこのような形状とは異なる構造を有してもよい。これを、図１２ａ〜１２ｄに一例として示している。これらの図では、図１２ａは、図９ｂ、１０ｂまたは１１ｂの断面図と同様の断面図を表している。図１２ｂ〜１２ｄは、図１２ａの点線によって示された詳細部分の拡大図であり、端面２４の構造の異なる選択肢を表している。

図１２ｂによれば、端面２４は、横断面においてほぼ直線の二つの部分２５、２６から成っている。第１部分２５は、フラップ面１９まで垂直に延びる。第１部分２５の高さが、縁部の厚みｄ_Ｒをもたらす。この厚みは、５〜１０μｍの範囲内にあるように選択されることが好ましく、レンチキュラ１８が除去される際に、断片部分が端面２４の領域ではがれ落ちないように保証する。このような断片部分は、内部成長に極めて不都合な効果をもたらし、望ましくない退行につながるであろう。第１部分２５がフラップ面１９に垂直にあるにもかかわらず、レンチキュラ容積が除去された場合に、フラップ切開部１９によって分離される角膜ラメラ２５を滑らかに位置付けることを達成するために、端面２４の第２部分２６は、図１２ｂの実施形態において、視軸に対して斜めの方向を有している。この斜めの方向は、次に、フラップ面１９に完全に垂直に延びるように縁部２４に設けられた場合の幅よりもかなり大きい幅Ｂを提供する。

図１２ｃは、図１２ｂの端面２４の構造の一つの変更形態を示している。図１２ｃでは、目の角膜の前表面１５から離れた領域でレンチキュラ面２０とフラップ面１９との間の縁部を丸める、連続的に湾曲した第２部分２６が、フラップ面１９まで垂直に延びる第１部分２５上に形成されている。第１部分２５が垂直に延びることによって、同じく、レンチキュラ組織が除去される場合に、組織片がレンチキュラの縁部からはがれ落ちるのを防ぐ、最小の縁部厚ｄ_Ｒを保証する。

これはまた、Ｓ字形状で具体化される図１２ｄによる縁部構造においても達成される。第１部分２５は、同じく、フラップ面１９まで垂直に延びている。Ｓ字形の構造を考慮すると、端面２４の断面図は、この構成においては、変向点を有し、第２部分２６は、同様に、レンチキュラ面２０において直角に終端していることが好ましい。

コンタクトレンズは、コンタクトレンズの球状の下面２６を押し付ける結果、角膜の前表面１５もまた自動的に球状になるというさらなる利点を有する。したがって、コンタクトレンズが押し付けられる場合には、角膜の前表面１５の下に一定距離離れて位置する前切開面１９もまた球状になり、極めて簡略化された制御をもたらす。したがって、他の特徴とは全く無関係に、下面に球状のコンタクトレンズを有するコンタクトレンズを用い、前切開面１９および後切開面によって、容積に境界を付け、前切開面は、角膜の前表面１５の下で一定距離ｄ_Ｆ離れて球面として生成されることが好ましい。後切開面は、角膜の前表面からの距離ｄ_Ｆとは別に、目が弛緩する際に（すなわち、コンタクトレンズが取り外された後に）視野欠陥を矯正するのに望ましい湾曲形状に対応した湾曲形状を有している。同じことが、目標点の画定と、操作方法にそれぞれ当てはまる。

Claims (15)

1. 目（３）における遠視を外科的に矯正するための治療装置であり、前記治療装置（１）は、制御装置（１２）によって制御され、レーザ光（２）を照射することによって角膜組織を分離するレーザ装置（Ｌ）を有し、前記制御装置（１２）は前記レーザ装置（ｌ）を制御して、レンチキュラ容積（１８）が前記角膜（５）内で分離されるように前記角膜（５）内へ前記レーザ光（２）を照射するように具体化され、前記容積の除去によって、遠視が所望通り矯正される、治療装置において、
   制御により、前記レーザ装置（Ｌ）は縁部が環状の端面（２４）を介して接続される後面（２０）と前面（１９）とを有するように前記レンチキュラ容積（１８）を画定し、前記端面（２４）は、前記目の視軸（ＯＡ）に沿った投影において、リング幅（Ｂ）を有し、前記リング幅（Ｂ）は、各面と接する前記後面または前記前面（２０，１９）の前記縁部において垂直であり、かつ前記前面（１９）を前記後面（２０）またはその想定上の延長部に接続する直線を同じ投影において有した場合の幅よりも大きく、前記端面（２４）は、前記前面までほぼ垂直に延びる第１部分（２５）と、前記視軸（ＯＡ）に対して大きく傾斜する第２部分（２６）とを有することを特徴とする、治療装置。
2. 前記前面（１９）は、前記角膜の前表面（１５）から一定距離ｄ_Ｆ離れて位置決めされ、前記後面は湾曲し、曲率半径Ｒ_Ｌ＝Ｒ_ＣＶ ^＊−ｄ_Ｆを有し、ここで、Ｒ_ＣＶ ^＊は、以下の式を満たし、
   Ｒ_ＣＶ ^＊＝１／（（１／Ｒ_ＣＶ）＋Ｂ_ＢＲ／（（ｎ_Ｃ−１）・（１−ｄ_ＨＳ・Ｂ_ＢＲ）））＋Ｆ
   Ｒ_ＣＶは、前記容積（１８）の除去前の前記角膜（５）の曲率半径であり、ｎ_Ｃは、前記角膜（５）の構成物質の屈折力であり、Ｆは補正係数であり、Ｂ_ＢＲは、視野欠陥を矯正するのに適する眼鏡（１７）の屈折力であり、ｄ_ＨＳは、前記屈折力Ｂ_ＢＲを有する前記眼鏡（１７）が、眼鏡（１７）によって視野欠陥を所望通り矯正するために、角膜の頂点の前に位置決めされる必要がある距離であることを特徴とする、請求項１に記載の装置。
3. 以下の式を用いて計算し、
   Ｆ＝（１−１／ｎ_C）・（ｄ_C ^＊−ｄ_C）
   ここで、ｄ_Ｃおよびｄ_Ｃ*はそれぞれ、前記容積（１８）の除去前および除去後の前記角膜（５,５^＊）の厚みを示し、前記半径Ｒ_ＣＶ ^＊は、各繰り返し段階の間に、厚みの変化
   （ｄ_Ｃ ^＊−ｄ_Ｃ）が前記差（Ｒ_ＣＶ ^＊−Ｒ_ＣＶ）から決定され、その決定から得られる、前記厚みの変化の対応する結果が、次の繰り返し段階におけるＲ_ＣＶ ^＊の計算に使用されるという点で、繰り返し計算できることを特徴とする、請求項２に記載の装置。
4. 前記第１部分の高さｄ_Ｒは、５μｍより大きいことを特徴とする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の装置。
5. 前記第２部分（２６）は、前記視軸（ＯＡ）の方向に対して８０°から１００°の角度で位置決めされていることを特徴とする、請求項１〜４のいずれか１項に記載の装置。
6. 前記第２部分（２６）は、前記視軸（ＯＡ）が前記角膜の前表面（１５）を通過する点を基準にして、凹形であることを特徴とする、請求項５に記載の装置。
7. 目（３）における遠視を外科的に矯正するための治療装置（１）のレーザ装置（Ｌ）に対する制御データを生成する方法であり、レーザ光（２）を照射することによって角膜組織を分離し、前記治療装置（１）は、前記レーザ装置（Ｌ）に接続された制御装置（１２）を含み、前記制御装置（１２）は、前記レーザ装置（Ｌ）の作動を制御して、前記角膜（５）に前記レーザ光（２）を照射することにより、レンチキュラ容積（１８）が前記角膜（５）内で分離されるようにする制御データを生成し、前記容積の除去によって、遠視が所望通りに矯正される、方法において、
   前記制御データは、縁部が環状の端面（２４）を介して接続される後面（２０）と前面（１９）とを有するように前記レンチキュラ容積（１８）を画定し、前記端面（２４）は、前記目の視軸（ＯＡ）に沿った投影において、リング幅（Ｂ）を有し、前記リング幅（Ｂ）は、各面と接する前記後面または前記前面（２０，１９）の前記縁部において垂直であり、かつ前記前面（１９）を前記後面（２０）またはその想定上の延長部に接続する直線を同じ投影において有した場合の幅よりも大きく、前記端面（２４）は、前記前面までほぼ垂直に延びる第１部分（２５）と、前記視軸（ＯＡ）に対して大きく傾斜する第２部分（２６）とを有することを特徴とする、方法。
8. 目（３）内で遠視を外科的に矯正する治療装置を動作する方法であって、前記治療装置は、レーザ装置（Ｌ）と、該レーザ装置に接続された制御装置（１２）とを含む、方法において、
   前記制御装置が、レーザ光を照射することによって角膜組織が分離し、これによりレンチキュラ容積（１８）が前記角膜（５）内から分離および除去され、前記容積のこの除去によって、遠視が所望通り矯正されるように前記レーザ装置を制御することを備え、
   前記レンチキュラ容積（１８）には、縁部が環状の端面（２４）を介して接続される後面（２０）と前面（１９）とが備えられ、前記端面（２４）は、前記目の視軸（ＯＡ）に沿った投影において、リング幅（Ｂ）を有し、前記リング幅（Ｂ）は、前記各面と接する前記後面または前記前面（２０，１９）の前記縁部において垂直であり、かつ前記前面（１９）を前記後面（２０）またはその想定上の延長部に接続する直線を同じ投影において有した場合の幅よりも大きく、前記端面（２４）は、前記前面までほぼ垂直に延びる第１部分（２５）と、前記視軸（ＯＡ）に対して大きく傾斜する第２部分（２６）とを有することを特徴とする、方法。
9. 前記前面（１９）は、前記角膜の前表面（１５）から一定距離ｄ_Ｆ離れて位置決めされ、前記後面は湾曲し、曲率半径Ｒ_Ｌ＝Ｒ_ＣＶ ^＊−ｄ_Ｆを有し、ここで、Ｒ_ＣＶ ^＊は、以下の式を満たし、
   Ｒ_ＣＶ ^＊＝１／（（１／Ｒ_ＣＶ）＋Ｂ_ＢＲ／（（ｎ_Ｃ−１）・（１−ｄ_ＨＳ・Ｂ_ＢＲ）））＋Ｆ
   Ｒ_ＣＶは、前記容積（１８）の除去前の前記角膜（５）の曲率半径であり、ｎ_Ｃは、前記角膜（５）の構成物質の屈折力であり、Ｆは補正係数であり、Ｂ_ＢＲは、視野欠陥を矯正するのに適する眼鏡（１７）の屈折力であり、ｄ_ＨＳは、前記屈折力Ｂ_ＢＲを有する前記眼鏡（１７）が、眼鏡（１７）によって視野欠陥を所望通り矯正するために、角膜の頂点の前に位置決めされる必要がある距離であることを特徴とする、請求項７または８に記載の方法。
10. 以下の式を用いて計算し、
    Ｆ＝（１−１／ｎ_C）・（ｄ_C ^＊−ｄ_C）
    ここで、ｄ_Ｃおよびｄ_Ｃ*はそれぞれ、前記容積（１８）の除去前および除去後の前記角膜（５,５^＊）の厚みを示し、前記半径Ｒ_ＣＶ ^＊は、各繰り返し段階の間に、厚みの変化
    （ｄ_Ｃ ^＊−ｄ_Ｃ）が前記差（Ｒ_ＣＶ ^＊−Ｒ_ＣＶ）から決定され、その決定から得られる、前記厚みの変化の対応する結果が、次の繰り返し段階におけるＲ_ＣＶ ^＊の計算に使用されるという点で、繰り返し計算できることを特徴とする、請求項９に記載の方法。
11. 前記第１部分の高さｄ_Ｒは、５μｍより大きいことを特徴とする、請求項７〜１０のいずれか１項に記載の方法。
12. 前記第２部分（２６）は、前記視軸（ＯＡ）の方向に対して８０°から１００°の角度で位置決めされていることを特徴とする、請求項７〜１０のいずれか１項に記載の方法。
13. 前記第２部分（２６）は、前記視軸（ＯＡ）が前記角膜の前表面（１５）を通過する点を基準にして、凹形であることを特徴とする、請求項１２に記載の方法。
14. 前記第１部分の高さｄ _Ｒ は、１０μｍであることを特徴とする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の装置。
15. 前記第１部分の高さｄ _Ｒ は、１０μｍであることを特徴とする、請求項７〜１０のいずれか１項に記載の方法。

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