用于眼科激光手术的系统的制作方法[0001]本申请是申请日为2009年5月26日、申请号为200980159515.3 (国际申请号为PCT/EP2009/003730)且名称为“用于眼科激光手术的系统”的发明的分案申请。[0003]在屈光眼科手术中，通过对病人眼睛的干预而改变眼睛的屈光特性从而纠正视力缺陷。在这方面，所谓的LASIK过程(激光原位角膜磨镶术)非常重要，其中首先进行平面角膜切割，其结果是产生了所谓瓣的小圆盘盖。所述瓣可以折叠到旁边以暴露下层的角膜组织，基质。接下来根据为各个病人确定的切除图形使用激光(通常为准分子激光)切除基质组织。随即将瓣折叠回来；伤口愈合相对较快。[0004]为了在LASIK过程中进行瓣切割，以前使用的机械微型角膜刀近来已经被飞秒激光器所取代，飞秒激光器即产生具有飞秒范围内的脉冲持续时间的脉冲激光辐射的激光器。对于内部组织切割，激光辐射必须位于角膜的透射波长范围内，即大约300nm以上。同时，为了产生所谓光离解(photodisruption)的光学突破(optical breakthrough),光束焦点的能量密度必须足够大。其有效区域局限于焦点直径。因此，为了进行平滑切割，光束焦点必须在期望的切割表面或切割平面中根据特定的扫描图案连续移动到多个紧密相邻的点上，这些点通常相互重叠。[0005]与微型手术刀以机械方式进行角膜切割相比，激光切割的优点是导致了飞秒激光器在LASIK手术和需要在角膜中引入切割的其他治疗中的使用的传播渐增。[0006]当借助于飞秒激光器实施瓣切割时，在大部分情况下通过对紧密相邻的飞秒微离解进行精确规定的校准来获得切口。在这方面，例如在待进行瓣切割的平面中沿着迂回的S形曲线路径(所谓的线扫描)引导束焦点。这个伤口是所谓的瓣床。接下来沿着期望的瓣边沿进行最终的边缘切割。通过这种方法限定了瓣的边沿。[0007]各激光脉冲被精确定位(例如，借助于镜扫描仪)在垂直于束方向的平面(通常表示为χ-y方向)中的期望点上。作为镜扫描仪的一个替代例，可以使用晶体扫描仪以便例如产生期望的激光束χ-y偏转。[0008]使用飞秒激光辐射进行切割的质量会受到是否精确符合相关参数的影响，这些参数例如脉冲能量、焦点直径、焦平面以及相邻焦点(斑点)位置的间距。针对各种切割引导类型而分别优化这些参数。在瓣切割的例子中，例如区分两种形式的切割引导，即瓣床切害I](其借助于很大程度上与交替的运动方向平行布置的线性扫描路径切开瓣床并且覆盖后者)以及对于瓣与基质的分离来说通常是必须的外围边缘切割。
[0009] 激光束移动所沿的扫描路径的路线对于无热(冷)光离解在沿扫描路径的每个点处的期望产生来说并不总是最优。依赖于路径的路线，可能发生激光斑点的局部集中。例如，在使用迂回线扫描切开瓣床的例子中，与直线路径段的区域中的斑点数目相比，各线段回转弯曲处的区域中每单位长度或每单位表面积上的斑点累积可能上升。这个累积或者集中是由于扫描仪在扫描方向回转的转向点处的惯性而产生的(尤其是在使用镜扫描仪时)。然后，相邻的焦点可能不再清晰地相互隔离开，而是紧靠在一起以至于无法排除由于能量的局部过量辐射而产生的对角膜组织的热损伤。尽管如此，对于瓣的保留区域(也就是说，实际的床)，使用选择的激光束参数的切割结果可以被优化。


[0010]因此，本发明的目的是创造一种装置方面的解决方法，当借助于短脉冲激光辐射在眼组织中进行切割时，能够降低对于眼组织的不期望的热损伤风险。
[0011]为了实现这个目标，本发明提供一种用于眼科手术的系统，包括具有适于在眼组织中(尤其在角膜中)进行切割的辐射参数的脉冲激光辐射源，用于使激光辐射偏转的扫描仪，被设置为根据预定的切割几何图形而控制所述扫描仪的电子控制单元，以及用于调制从所述脉冲激光辐射源发射的激光脉冲的调制器单元。本发明提供所述控制单元进一步被设置为以下列方式根据针对切割几何图形而建立的束偏转图案来控制所述调制器单元，使得在所述束偏转图案的预定部分中所述激光脉冲的至少一部分具有降低的脉冲能量或被抑制。本发明因此将沿着激光束的扫描路径会由于路径的路线而存在除非使用恒定的辐射参数否则可能产生增加的特定面积能量输入的区域的感觉作为其起点。本发明通过在扫描路径的预定区域中借助于合适的能量调制或所选激光脉冲消隐有目的地降低特定面积能量输入，来抵制由上述问题导致的热损伤的风险。能量调制或消隐可以被施加于所涉及的路径区域中 的每个脉冲或者仅仅施加于部分脉冲。例如，可以仅仅消隐所涉及路径区域中的二分之一脉冲、三分之一脉冲或者通常是η分之一脉冲。消隐意味着所涉及的激光脉冲被整个阻挡或者适当偏转和吸收，从而基本没有激光脉冲到达眼组织。但是，也可以代替消隐(遮蔽)而采用所选脉冲的能量衰减，使得尽管所涉及的脉冲到达了眼组织，但是与位于扫描路径的其它部分中的脉冲能量相比，他们以有目的地降低的脉冲能量到达眼组织。这种能量衰减可以对于路径区域所涉及的所有脉冲同样强(即所涉及的所有激光脉冲基本都被降低到相同的能量水平)或者所涉及的激光脉冲可以是至少部分地被能量调制为不同程度。
[0012]与所选择的脉冲是否被消隐或能量调制无关，沿着整个扫描路径，例如从源发射的激光脉冲的重复率或/和斑点尺寸(焦点直径)之类的辐射参数优选保持不变。
[0013]由控制单元对调制器单元的控制以位置依赖的方式而容易实现(即依赖于束焦点目前沿扫描路径或沿束偏转图案所处的位置或区域)。可替代地或者另外，该控制可以使用设定速度的改变(即加速度)结合激光辐射相对于眼组织的速度或者结合激光辐射的脉冲能量一起进行。
[0014]通过这种方法，可以依赖于与激光束焦点有关的信息来适当地调适发射到眼组织的脉冲能量。如上所述，这可以以位置依赖或定位依赖的方式实现。可替代地或者另外，可以依赖于分配给束偏转图案的运动图案(例如激光束焦点的速度图形)，或者例如依赖于扫描单元或其他系统部件可获得的信息，来采用适当的调制。
[0015]根据优选实施例，所述束偏转图案包括具有并排直线延伸的多个线路且具有各自在末尾连接两个相邻线路的多个回转弯曲的S形曲线图案。在这方面，所述控制单元被设置为控制所述调制器单元以在所述回转弯曲的至少一部分的区域中降低能量和/或消隐激光脉冲的至少一部分。
[0016]在这种类型的由基本平行并排延伸的多个直线路径组成的束偏转图案例子中，运动方向大约180°的回转发生在切割几何图形的边缘区域处。在束偏转图案的这些点(这里被指代为回转弯曲)上，由于扫描仪所固有的惯性而加大了扫描速度的延迟。给定基本恒定的激光源的重复率(即给定基本恒定的激光辐射脉冲率)，在扫描速度降低的情况下，导致输入到眼组织的每单位表面积的能量输入增大。由所述控制单元引起的回转弯曲区域中各脉冲或整个脉冲序列的消隐和/或各脉冲的能量的降低，可以抵消由于能量输入增大可能产生的有害热量。
[0017]平滑切割不仅可以通过迂回线扫描而且可以通过所谓的螺旋形扫描而进行。在这个例子中，焦点沿着螺旋形路径而移动。给定恒定的脉冲重复率和恒定的旋转束偏转角速度，连续焦点位置之间的路径间距朝向螺旋形路径的径向内部分支而降低。这对应于每单位表面积的能量输入增大。为了避免由于这种能量输入增大而引起任何可能的热损伤，另一个优选实施例提供了所述束偏转图案包括螺旋形图案，并且其中所述控制单元被设置为控制所述调制器单元以朝向所述螺旋形图案的径向内部分支而降低能量和/或消隐激光脉冲的至少一部分。通过适当的能量降低或脉冲消隐，在螺旋形扫描的内部部分中，可以避免每单位表面积上的能量输入的过度增大，从而使眼组织的完全非发热光离解可以继续而没有伴随热损伤成为可能。可以理解 ，并不是旨在排除脉冲重复率的改变，而是除了脉冲的能量调制外也可以执行这种改变。
[0018]总的来说，与螺旋形扫描相比，迂回线性切割引导提供了很大程度上能够随意选择切割几何图形的优点。椭圆形瓣切口的制备(如例如在散光的情况下指示)，可以仅在增加控制尝试的情况下，使用具有大致均匀的表面微离解强度的螺旋形切割引导就可以实现。
[0019]一个实施例提供调制器单元包括具有可变衍射效率的光栅部件。由光栅部件引起的衍射可以完全消隐所述激光束(例如通过将其完全偏转到可选择的束流收集器中)，或者可以仅使束路径中的一部分激光束发生衍射并且通过这种方法降低由激光束引入到眼组织上或内的能量。
[0020]所述调制器单元优选包括声光调制器或电光调制器。使用这种类型的调制器，激光辐射可以被例如非常快速地中断，并且在规定的短时间间隔内中断，从而避免多个激光辐射脉冲在同一位置处的不期望的局部重叠。可替代地，除了激光辐射的中断或者单个或多个激光脉冲的消隐之外，还可以替代使用有目的地对激光辐射功率或者脉冲功率的调适。换句话说，除了对应于具有两个位置的开关(理想)调节/消隐之外，依靠衍射效率的变化，可以通过调制器关于衍射效率采用多个控制位置，从而关于发射到眼组织的能量最终采用多个控制位置。在这方面，可以例如在衍射效率和束焦点位置、束焦点的即时速度或束焦点速度的改变(即加速度)之间提供各种函数性的联系。
[0021]所述控制单元可以被设置为以下列方式控制所述调制器单元:使得在所述束偏转图案的至少一个预定段中，与所述束偏转图案的其他段中的脉冲能量相比，所述调制器单元消隐位于该段中的多个脉冲中的每一个或者降低这些脉冲中每一个的脉冲能量。可替代地或另外，所述控制单元可以被设置为以下列方式控制所述调制器单元:使得在所述束偏转图案的至少一个预定段中，与所述激光束偏转图案的其他段中的所述脉冲能量相比，所述调制器单元连续交替地使至少一个第一激光脉冲消隐和使至少一个第二激光脉冲的脉冲能量不变，或者连续交替地使至少一个第一激光脉冲的脉冲能量降低和使至少一个第二激光脉冲的脉冲能量不变。



[0022]以下以附图为基础更详细地阐明本发明。表现为:
[0023]图1:根据本发明的用于眼科激光手术的系统的示意性示例实施例，
[0024]图2:瓣切割的第一示例性扫描图案，
[0025]图3 ;瓣切割的第二示例性扫描图案，以及
[0026]图4:瓣切割的第三示例性扫描图案。

[0028]激光器系统100包括激光振荡器110,其以自由运行的方式发出具有飞秒范围内的持续时间和规定的重复率的激光脉冲。激光振荡器110可以例如是固态激光振荡器，更具体地是纤维激光振荡器。由激光振荡器110发出的脉冲经过提高脉冲功率的前置放大器装置120。同时，前置放大器装置120引起脉冲时间展宽。然后以这种方法预处理的激光脉冲的重复率借助于所谓的脉冲选择器130而降低。激光振荡器110提供例如IOMHz或更高重复率的脉冲。该重复率在脉冲选择器130的帮助下减少至例如200kHz。通过这种方法降低重复率的脉冲被输入到功率放大器140，功率放大器140产生应用所需要的在时间上仍然延长的脉冲的脉冲能量。在将通过这种方法放大的脉冲供给到最后的脉冲压缩器150之前，它们通常具有大于I皮秒的脉冲长度，该脉冲长度再次被最后的脉冲压缩器150压缩至例如低于500飞秒的很短的飞秒脉冲宽度，这通过振荡器110的带宽和放大器介质的带宽而成为可能。在最后的脉冲压缩器150的例子中，例如光栅压缩器可能会成为问题。
[0029]部件110、120、130、140和150可以一起被视为本发明意义上的激光源。
[0030]通过这种方法产生的飞秒激光脉冲序列随后经过脉冲调制器170，脉冲调制器170例如采用声光调制器或电光调制器的形式。通常脉冲调制器170可以包括能够产生激光脉冲的快速消隐或能量调制的任意光学有源元件。声光调制器可以提供例如从小于10微秒低到2微秒的导通时间，具有大约10微秒到100微秒的关断时间。
[0031]给图1中的脉冲调制器170分配束流收集器180，束流收集器180用于吸收不会到达被治疗目标的任何可能的待消隐脉冲。这种待消隐脉冲能够通过脉冲调制器170偏转到束流收集器180上，使得它们不再被包括在被引导到目标上的激光束的其它光束路径中。
[0032]在调制器170的下游，激光束到达在这里示意性表示为普通块的扫描和聚焦装置160，其根据预定扫描图案或束偏转图案在垂直于束方向的平面中(x-y平面)偏转激光束，并且将激光束聚焦到束方向(Z-方向)上的期望目标上。在眼睛治疗的例子中，目标处于眼组织中，具体是处于角膜组织中。对于连续的激光脉冲，束偏转图案限定每个脉冲在χ-y平面中的位置。换句话说，建立激光束移动所沿的一条路径(或多条路径)，以便最终获取期望的切口。
[0033]扫描和聚焦装置160可以例如包括x-y镜扫描仪，具有以电流测定方式操作并能够绕着相互垂直的轴旋转的用于进行束扫描的两个偏转镜，以及用于进行束聚焦的f_ Θ物镜。
[0034]脉冲调制器170以及扫描和聚焦装置160与受程序控制的控制单元190联接在一起。控制单元190在未具体表示的程序存储器中包括控制程序，控制程序在由控制单元190执行时对脉冲调制器170以及扫描和聚焦装置160进行下列控制:聚焦于期望目标平面的激光束以与期望的束偏转图案相对应的方式在目标平面上移动，并且在控制程序中定义的束偏转图案的预定部分中，激光脉冲的至少一部分由脉冲调制器170进行能量衰减或者完全消隐。
[0035]在示出的示例性例子中，由扫描和聚焦装置160输出的激光束被引导并导向人眼302的角膜300上，其焦点位于角膜内的(平面或非平面)切割平面304中。在眼睛302的目前风格化的段表示(stylised sectional representation)中，切割平面304被表示为一条线。切割引导以及与切割引导相结合的调制器170的工作图案的具体阐述来自于图2的以下描述。
[0036]图2示出人类角膜300的细节，在人类角膜300上，实施根据第一瓣切割图305的瓣切割。瓣切割图305仅仅为示意性的表示，具体来说，在某些情况下尺寸比例并不对应于真实的比例。另外 ，瓣切割图305仅仅是部分示出，以便使表示作为一个整体易于理解。
[0037]为了实施瓣切割，激光脉冲聚焦在由圆圈示出的角膜300的点310、315处，从而产生微离解。借助于高速扫描仪在角膜300的表面的上方引导系统100所产生的激光辐射。一般来说，角膜展示出可以近似表示为球形的表面曲率。为了实现瓣切割，例如通常通过挤压或抽吸到附件上来拉平所治疗的角膜的表面。飞秒激光辐射的聚焦在基本垂直于眼睛的视轴而延伸的平面304内实现(见图1)，从而产生基本均匀的瓣厚度。在这个平面内沿着规定的路径曲线引导激光束。
[0038]在切割图305的第一部分中，进行平面的瓣床切割。为此，在第一运动方向335上沿着基本直的扫描路径320引导激光束，并且当越过期望的瓣切割半径时，改变其运动方向为第二运动方向345，紧接着沿平行于第一扫描线320且与第一扫描线320具有规定间距325的直线再次引导激光束，从而以交替运动方向335、345并以格栅形式或迂回形式扫描瓣切割的整个表面。
[0039]在各扫描线320内，由于沿线320的脉冲率和扫描速度保持恒定，因此焦点位置315以实际上具有间距327的等距方式互相对准。以与扫描线内各焦点位置315的间距327一起整体产生二维切割的方法，给各扫描线320提供相互的间距325。在瓣切割图案的回转弯曲330内的边缘处，激光束的运动方向改变，例如大约180°。在这些回转弯曲330处，由于扫描仪的惯性而导致激光束和角膜表面之间的较慢的相对速度，从而使许多焦点位置315位于相近的位置或相同的位置。很明显，较之沿扫描路径段320的焦点位置间距327，回转弯曲330内的焦点位置间距322相比明显较小。这些区域330因此而遭受潜在的热损伤。[0040]为了完成瓣切割，在由线320表示的表面切割之后，实施沿例如基本圆形的路径340的边缘切割。对边缘切割来说，可能需要或优选与瓣床切割的焦点强度不同的焦点强度。相应地，沿图2所示示例性实施例中的边缘切割路径曲线340的焦点位置310的间距324，小于沿基本线性的路径曲线320的焦点位置的间距327。边缘切割340在点350处中断，点350在分离已经切断的角膜区域并将其向上折叠的过程中用作(瓣)转轴。在向上折叠的过程中，沿着线340的潜在热损伤区域330被切断，并且随后处于瓣的外部。
[0041]为了减少以上提及的在回转点330处的热损伤，根据本发明的第一种可能包括:如果焦点位置落在(最初设想的)边缘切割线340的外侧，则借助于声光调制器170的合适的驱动来中断到角膜的激光辐射的发射。
[0042]这种情况出现在回转弯曲334处。这些焦点位置315和相关联的在区域334中会分别落在角膜300上并被触发的微离解以空心圆表示。在这个示例性实施例中，通过调制器170的激光束路径在瓣的边沿的外部区域中被阻挡，从而没有脉冲会接触角膜300。但是也有可能的是仅仅单个激光脉冲或整个脉冲序列被阻挡。激光脉冲的这种消隐可以例如以依赖于扫描单元160可获得的位置信号、速度信号或者加速度信号的方式而实现。但是在适当的情况下，信号的产生和/或提供也可以由独立于扫描单元的其它模块或部件实现。另外，在适当的情况下，消隐也可以通过纯时间控制或激光束引导程序或者通过考虑其它合适的信号而实现。从图2可以看出，由于这种测量，边缘区域334完全与激光束引入的微离解无关，并且排除了这个区域中的热损伤。
[0043]用于避免热损伤的一个策略(其可以结合以上所述的可能性交替地或在适当的情况下采用)包括在角膜切割的引导过程中对各飞秒脉冲的能量调制。这表示在图2中的回转区域332中。与在区域334中将各焦点位置的局部强度保持在基本上大约处于期望范围内的统计平均值不同，在区域332中，由各激光脉冲以焦点位置317的形式通过微离解发射到角膜的能量被降低。为了表示的目的，表示激光辐射的焦点位置的圆表示为较小半径的圆317。为了获取能量的低辐射，声光调制器170不会从开启状态转变到完全关闭状态。反而，原则上，对于飞秒脉冲长列中的每个脉冲，各个脉冲能量在幅度和连续性上能够被设置为适合于具体应用。在这方面，能够实现可以以达到大约IMHz的重复率对脉冲进行调制的切换时间。在当前的例子中，对于位于瓣切割区域外部的脉冲，设置或调节恒定的低脉冲能量。但是也可以设想适合于推测的或实际的速度级数(progression)或加速度级数的脉冲能量级数。另外，可以设想不将回转弯曲332布置在瓣床的外部，而是布置在边缘切割内，并且以这种方法通过省掉对超出实际边缘切割区域的部分的扫描来缩短整个瓣切割程序的时间。使用图2中表示的瓣切割图305，可以实现任意的瓣形状，这在角膜几何图形的高阶像差的例子(例如散光)中尤其有利。
[0044]进行瓣切割的另一替代形式表示在图3中。代替瓣切割区域的迂回线性扫描，在图3所示的瓣切割图400的例子中，提供了螺旋形扫描引导。切割图的表示也仅仅是示意性的，即如图2所示，尺寸比率和间距比率不是真正的比例，并且事实可以与示出的图不同。另外，同样如图2所示，切割引导是不完整的。具体来说，在真实的切割引导过程中，必须在螺旋形切割的外围区域中定位另外的脉冲。
[0045] 在当前的示例性实施例中，切割引导沿着从角膜300的中心区域405到外围区域430向外展开的螺旋形路径420 (在当前的例子中沿图3中由箭头407指示的运动方向，顺时针)而实现。各焦点位置415以连续的脉冲率沿着螺旋形路径420设置。由扫描仪沿着螺旋形路径420产生的速度图形由线性径向分量和转速分量构成。在恒定转速分量(即恒定角速度)和恒定径向分量的例子中，在中心区域405中给定恒定脉冲率，则沿路径曲线420，占优势的焦点位置强度比外围区域430中明显更高，因为在外围区域430中，路径速度会由于恒定的转速而更高。很明显，与外围区域430中的焦点位置间距434相比，中心区域405中的焦点位置间距432更小。
[0046]虽然瓣切割图400具有(在已经描述的从中心区域405到外围区域430的运动方向407例子中)平滑瓣床切割能够连续转变为瓣边沿切割的优势，但另一方面，在角膜300的中心区域中也存在热损伤的风险，这是其特殊缺点。同样在螺旋形路径以相反运动方向演变(即从瓣的外围边沿区域430向内到中心区域405)的例子中，存在同样的风险，因为这里也使用在给定了时间上固定的脉冲频率时对于外围区域430来说趋向于太低而在角膜300的中心区域405中可能太高的混合脉冲功率。
[0047]为了实现更均匀的每单位表面积的能量输入，根据本发明的一个实施例，在焦点位置415处发射到角膜300的眼组织的能量以使角膜中心区域405的能量输入低于外围区域430的能量输入的方式而调制。这在图3中由表示焦点位置415的圆的从中心区域405向外围区域430增大的半径所指示。因此，虽然焦点位置强度从内部405到外部430降低，但是因为脉冲功率增加，由所触发的微离解所引起的每焦点位置的能量输入更高，并且因此补偿了降低的焦点位置强度，从而得到在期望范围内保持基本恒定的每单位表面积的能量输入。借助于调制器170的这种补 偿能够在时间上由控制单元根据先前建立的数学函数来控制，但是也可以设置调节脉冲功率的控制回路，例如以依赖于扫描仪160的径向位置的方式来设置。
[0048]作为对沿螺旋形路径曲线420的脉冲功率控制或调节的替代例，在螺旋形路径扫描图的例子中，沿路径曲线的恒定脉冲强度能够通过激光脉冲的消隐来调节。这示意性地示于图4中。为了避免重复，在图4的描述中，仅考虑与图2和图3所示的已描述实施例的实质区别。在图4中，表示可与图3中所示实施例的图相比较的瓣切割图500。借助于沿路径曲线520的螺旋形束偏转图案，该图通过使用激光脉冲515进行瓣床切割。为了保持螺旋形扫描的路径曲线520中激光脉冲515的焦点间距基本恒定，通过消隐各个激光脉冲525 (代替激光源的脉冲重复率的改变或者代替激光脉冲能量的改变)，根据以下方程连续改变接触眼组织的激光辐射的脉冲率:
[0049]当屯〈〈(1。时，S/= consi ~ …卞 j! ? fo


Ji J ο
[0050]其中
[0051]& =内螺旋形区域中的脉冲率；
[0052]f。=外螺旋形区域中的脉冲率；
[0053]Sf=路径曲线中的斑点间距；
[0054]Cli=中心区域中路径曲线的直径；
[0055]d。=外部区域中路径曲线的直径。
[0056]因此，由于消隐中心区域505中脉冲的四分之三并且通过消隐外围区域530中脉冲的二分之一而在角膜300的整个瓣床切割区域上产生基本均匀的焦点位置强度。在特定情况下，这里表示的数值和尺寸比率不是真正的事实也不是真正的比例，而是仅仅用于示意性表示。在具体的实施例中，实际的脉冲消隐比率可以显著不同于以简化方式表示的数值。
[0057]因此，总的来说，在线性格栅样瓣切割过程的例子中回转点区域的多个飞秒脉冲或者在螺旋形扫描过程的例子中过于密集的飞秒激光脉冲序列中的、与负面结果相关联的局部累积或者甚至局部叠加，能够通过与程序相关联的消隐或者通过激光辐射的脉冲功率的目的性调制而得以避免。在所有的例子中，激光源使用固定并且优化的激光参数(例如脉冲能量、脉冲持续时间以及散度和束参数的乘积)持续运转，其导致切割质量保持均匀优化。
[0058]本发明也可以用于眼科学中的其它飞秒激光应用。例如，类似切割图可以在例如透镜状角膜切除或类似的例子 中应用于板层和穿透性角膜移植术。