CN101564333A - 用于激光光学眼外科手术的装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种用于激光光学眼外科手术的装置，包括脉冲飞秒激光辐射的源(10)和用于引导所述激光辐射和将所述激光辐射聚焦到眼睛(28)上或眼睛内的治疗位置上的光学元件(12、14、16)，光学元件包括在所述激光辐射的束路径上相继配置的多个透镜。根据本发明，所述透镜的至少一个(18)被配置以便可以相对于所述束路径的方向上的其他透镜进行调节。具体地，可调节透镜是束扩展光学元件(12)的第一发散透镜。致动装置(24)被分配给所述可调节透镜，用于调节所述可调节透镜，为了控制致动装置，提供控制单元(26)，其被设置成读取有关所述眼睛表面形貌的测量数据并且以依赖于所测量的表面形貌的形式控制致动装置。激光装置能够不用将接触透镜放置到眼睛上。

Description

用于激光光学眼外科手术的装置
技术领域
本发明涉及一种用于激光光学眼外科手术的装置。
背景技术
激光以多种方式被用在眼外科手术中。例如，在用于消除眼睛视觉紊乱的折射眼外科手术中，通常必须在角膜或晶状体中引入切口。这方面普遍的技术是所谓的飞秒近视激光矫正术(LASIK)。在LASIK(准分子激光原位角膜切削术/近视激光矫正术laser in-situ keratomileusis)的情形中，首先从角膜上切割下表面小的圆片。在本专业领域标记为扁平物(flap)的这个小的圆片仍然连接到连接区域保留的上皮组织；扁平物被折叠到一边，以便以这种方式暴露角膜的下面的组织区域。然后根据先前确定的切除轮廓，通过受激准分子激光器从基质上切离材料。完成前面操作后，扁平物被折叠回来，并在相对短的时间内与保留的组织缝合。传统地，扁平物通过角膜刀(microkeratome)的方法机械地形成。然而，通过激光方法损伤减少。基于这个原因而采用在飞秒范围具有超短脉冲时间的激光辐射(因而称为飞秒LASIK)。为了获得切口的精确位置，需要具有短的瑞利(Rayleigh)长度的相对小的聚焦直径(focus diameter)。与在眼睛的角膜或晶状体中扁平物切口或其他切口的引入相关的典型的聚焦直径大小大约为5μm或以下。常规的瑞利长度为大约10μm或以下。
材料的影响和其中的变化大致仅在束聚焦区域发生。在束聚焦的外侧能量密度很小。由于小的聚焦尺寸，需要将激光束精确地聚焦到希望被切开的位置。在可以由一个或更多个以被控制的方式进行调整的偏转反射镜组成的偏转单元(扫描器)的情况下，聚焦位置在x-y平面(可以理解为与束轴线垂直的平面)中的精确的设置成为可能。然而，问题与在Z方向上(也就是，在束轴线的方向)的聚焦控制有关系。例如，如果希望以恒定深度(与扁平物的情形一样)至少部分地在角膜内延伸的表面切口的过程中避免束聚焦的z方向调整，就不得不将在朝向眼睛的一侧上是扁平的扁平板(applanation plate)放置到眼睛上，以便用这种方法将角膜压平。然后，通过平坦表面切口的方式形成扁平物。
在这种情况下，扁平板相对于聚焦激光辐射的物镜固定，并且以这种方式为束聚焦提供Z方向的参考。但是不幸的是眼睛被压平会导致眼内的压力轻微地升高，这在某些情况下会导致不可撤消的视神经损害。
如果使用朝向眼睛的一侧是凹形的接触透镜，眼睛的变形更轻微。然而，即使使用这种透镜，眼睛的变形也不能完全避免。此外，中凹的接触透镜通常对束聚焦的质量具有负面的影响。接触透镜和角膜之间的弯曲界面会导致(例如)有毛扭曲(comatic distortions)，其接着会对切口的质量产生不利的影响。
发明内容
因此，本发明旨在提供一种用于激光光学眼外科手术的装置，其容许相当精度的眼睛治疗。
为了实现这个目标，本发明启用一种用于激光光学眼外科手术的装置，具有脉冲的飞秒激光辐射源和用于引导和聚焦所述激光辐射到眼睛上或眼睛内的治疗位置的光学元件，所述光学元件包括在所述激光辐射的束路径上相继配置的多个透镜。根据本发明，根据一种方法，至少所述透镜中的一个被配置成以便相对于所述束路径方向上的其他透镜是可调节的，由此致动装置被分配成用于可调节透镜的调节，并且为控制所述致动装置，提供控制单元，其设置成读取与眼睛的表面形貌相关的测量数据并以依赖于测量的表面形貌的方式控制致动装置。
根据本发明的方法是基于所述束聚焦的Z方向控制，该Z方向控制以依赖于眼睛所测量的表面形貌的方式进行。方法允许不需要放置到眼睛上的平的扁平板形式或凹面透镜形式的接触透镜。因而完全放弃这样的接触透镜，则在治疗期间就不会有不希望的任何形式的眼睛变形；也不会有由接触透镜的原因而产生的光学扭曲。特别地，形貌测量数据表示角膜表面的外部形貌。然而，应该理解到，原则上可以想得到通过将要测量的参照表面(例如透镜表面)使用眼睛内不同的表面。
可以例如使用光狭缝技术(light-slit technology)，通过超声或通过光学相干性层析成像(optical coherence tomography)技术测量眼睛的表面形貌。这些技术在本领域同样是已知的，基于这个原因，这里所需的有关获得形貌测量数据的方式就不进一步说明。根据所述的测量原理运行的一个或多个的测量装置可以是根据本发明的所述装置的部分，并且可以将其测量数据存储在控制单元可以读取的存储器中。
在某种意义上，形貌测量依靠光学相干性层析成像，特别地，本发明教示使用飞秒辐射源用于光学相干性层析成像的极快设备的使用，优选地具有在10GHz范围的重复频率，优选地具有100GHz或更高范围的重复频率，例如使用所谓的VECSELs(垂直的外腔面表面发射激光器)。这种半导体激光二极管可以电泵浦或光泵浦，尽管物理尺寸在厘米范围，但可以获得非常高的输出和效率。在光学相干性层析成像范围内也可以采用飞秒纤维激光器。这种辐射源可以产生具有大于100nm到1000nm带宽和大于100GHz重复频率的飞秒超级连续光谱(fs supercontinua)，因而能够获得极高的测量速率，这样的测量速率在需要的情况下允许在外科手术期间实际上实时测量参考表面(例如角膜表面)的形貌。因而，形貌测量不是必须全部在外科手术之前全部完成，而是可以在手术期间进行，类似于“在线”。
根据本发明所述装置的光学元件由束扩展光学元件、配置在所述束路径方向上所述束扩展光学元件的下游并用作在相对所述束方向为横向的平面内进行束扫描的扫描单元以及配置在所述束路径的方向上所述扫描单元的下游的聚焦光学元件方便地构造。束扩展光学元件充分扩展所述激光束，以便获得聚焦光学元件的高的数值孔径，这对于努力获取的小的聚焦直径是需要的。束扩展光学元件通常包括在束方向上相继配置的几个透镜，这些透镜中至少一个是发散透镜的形式而至少一个其他透镜是会聚透镜的形式，发散透镜位于会聚透镜的上游。市场上常规的束扩展光学元件通常包括总计两个或三个透镜，其中第一透镜(输入透镜)一般是发散透镜。其直径大致小于随后的会聚透镜的直径。因此，其质量也通常比束扩展光学元件的随后的会聚透镜低很多。基于这个原因，本发明优选的实施例以可调节的方式设置束扩展光学元件的发散透镜，特别地，设置束扩展光学元件的输入透镜，并且位移发散透镜以便在束方向上相对于束扩展光学元件的至少一个会聚透镜进行束聚焦的Z方向控制。在这种情况中，发散透镜的小的质量允许进行高动态调节，例如通过电动或压电致动驱动器。另一方面，在随后的会聚透镜或甚至聚焦光学元件的调节情况中，将要被移动的质量将会相对地更大，这对于所需的动态将是有害的。
很明显，只要根据本发明所述装置的透镜的布局和位置合适，束扩展光学元件的输入透镜的10.0mm的可调节的间距可以满足，以便能够在1.4mm范围内位移束聚焦。结果，这足以补偿角膜的凸面并将位于恒定深度处的二维切口引入到角膜。
控制单元被设置成，以依赖于所测的表面形貌的方式并且以依赖于辐射作用在眼睛上的期望位置离形貌测量的表面的高度间距的方式确定可调节透镜的名义位置，并且以依赖于所确定的名义位置的方式控制致动装置。在这一点上，高度间距涉及Z方向上的间距。即使是在理想地静止的头部姿势并且通过吸力环固定眼睛，也不能完全避免角膜在Z方向上的轻微移动。这种移动例如可由于呼吸作用引起。尽管如此，为了能够总是精确地将束聚焦定位在眼睛的希望的位置上，在优选的进一步发展中，根据本发明的装置设置有测量装置，测量装置被设置成测量眼睛上或眼睛内的至少一个参考位置的高度位置的位移。在这种情况下，控制单元被设置成以依赖于至少一个参照位置所测量的当前高度位置的方式校正可调节透镜的所确定的名义位置并且以依赖于所校正的名义位置的方式控制致动装置。例如可以考虑将角膜顶点作为参考位置。
在可以省略固定眼睛的吸力环的情况中，即使在其它静止头部姿势的情况下，眼球的转动通常是不可避免的。眼睛的这种移动可能也需要对所确定的可调节透镜的名义位置进行Z方向校正，因为眼球的转动同时会带来作用在眼睛上的激光辐射的希望的位置的Z坐标上的位移。因而，根据本发明的装置包括测量装置，测量装置被设置成测量眼睛上或眼睛内至少一个参照位置在相对束路径方向为横向的平面内的移动，控制单元被设置成以依赖于至少一个参照位置的所测量的当前横向位置的方式校正可调节透镜的名义位置，并且以依赖于所校正的名义位置的方式控制致动装置。
在可调节透镜的名义位置的校正时不管是否考虑眼睛的转动，在任何情况下都需要以依赖于眼睛的移动的方式控制束扫描单元(扫描器)，以便总是能够精确地跟踪束聚焦。适于这种需要的监测系统(眼睛跟踪器)在本领域同样是已知的。例如，在这里可以监测角膜顶点用于束轴线的横向位移。
激光辐射的聚焦直径优选地不大于大约10μm，更优选不大于大约7μm，并更优选地不大于大约5μm。激光辐射的瑞利长度优选不大于大约20μm，更佳地不大于大约15μm，更优选地不大于大约10μm。
对于在角膜中以行扫描形成大致平行于角膜表面的二维切口，控制单元可以设置成将具有近似三角形特征和具有变化的三角形高度的控制信号提供给致动装置。作为束在眼睛之上以平行的行移动的行扫描的替换，可以想到螺旋扫描。在这种情况下，对于在角膜中以螺旋扫描形成大致平行于角膜表面的二维切口，控制单元被设置成提供振幅可单调变化的控制信号给致动装置。在行扫描的情况中控制信号的三角形形状与每行从下边角膜边缘通过上边的中间区域并且回到角膜边缘的实际情况有关。相应地，透镜必须设置在不同的位置。控制信号变化的三角形高度源自这个事实，即由于角膜凸面，行在角膜顶点上或靠近角膜顶点上延伸的情况中，行的z方向行程要大于行在靠近边缘的情况中行的z方向行程。另一方面，在螺旋扫描情况中，需要在一个方向上连续地调节可调节透镜，这可以由控制信号的振幅单调变化表达。
根据本发明的装置不仅不需要将接触透镜放置在眼睛上，而且优选地不用用于这种接触透镜的安装结构。
根据另一方面，本发明提供一种用于激光光学眼外科手术的装置的控制方法，所述装置包括脉冲的飞秒激光辐射源、在所述激光辐射的束路径上相继配置的多个透镜、以及用于调节至少一个可调节透镜的致动装置，所述透镜的至少一个被配置成以便在束路径上方向上相对于其他透镜可以调节。根据本发明，在方法中，用于可调节透镜的名义位置基于所存储的形貌测量数据确定，并且以基于所确定的名义位置的方式生成用于致动装置的控制信号。
附图说明
下面在附图的基础上对本发明进行进一步的说明，在附图中：
图1是一种用于激光光学眼外科手术的装置的示例性实施例的示意性框图；
图2是行扫描的情况中图1中激光装置的单个可调节透镜的实际位置的定性行进；
图3是螺旋扫描的情况中图1中激光装置的单个可调节透镜的实际位置的定性行进。
具体实施方式
图1中示出的用于眼外科手术激光装置包括激光发生器10，其产生并输出具有飞秒范围内的脉冲时间的脉冲激光束。这里的术语“飞秒”可以广义地理解；而不应该理解成明确地限定起始于1ps(皮秒)的脉冲持续时间。正相反：本发明在原理上也适于脉冲持续时间大于1ps(皮秒)的情况。所说的脉冲持续时间在飞秒范围(fs range)内，某种程度上仅指的是，在眼外科手术采用的飞秒激光(fs lasers)通常具有相对小的聚焦尺寸，例如聚焦直径最大为5μm，瑞利长度最大为10μm，并且本发明尤其是在小的聚焦尺寸的情形中显现出其优点。不过，激光辐射的脉冲持续时间优选地在1ps以下，例如在三位数飞秒范围(three-digit femtoseconds)内。
激光发生器10的脉冲重复频率可以例如在两位数或三位数kHz范围一直到MHz范围。特别地，激光发生器10的脉冲速率是可控制的。产生并采用用于治疗用途的激光辐射的波长可以例如在红外线范围，大约1μm左右，但也可以更短，一直到紫外范围(UV region)。
在由激光发生器输出的激光束的束路径中，按顺序相继是束扩展光学元件12、扫描器14和聚焦光学元件16。这里的束扩展光学元件12表示双透镜系统，其中具有发散透镜18和位于发散透镜18下游的会聚透镜20。应该理解，束扩展光学元件也可以由多于两个透镜组成。然而，通常束扩展光学元件的输入透镜，这里的透镜18是发散透镜。束扩展光学元件12的透镜18、20被容纳在没有详细表示的壳体内，会聚透镜20被稳定地配置在壳体内，而发散透镜18在束轴线方向上(用22表示)相对于会聚透镜20是可调节的。由控制单元26控制的致动驱动器24用来调节发散透镜18。致动驱动器24是例如电动或压电致动驱动器。在没有详细表示的一种方式中，致动驱动器24接合到例如透镜支座上，该透镜支座在壳体内可以被依次移动地操纵并支撑发散透镜18。
发散透镜18在束轴线22方向上的移动行程总计几毫米，例如大约10mm。调节发散透镜18的必要的速度尤其依赖于扫描的图案，激光束利用所述扫描的图案被引导到用28表示的将要被治疗的眼睛之上。很明显，发散透镜18的调节速度至少为0.5m/s，更佳地大约1m/s，则扁平物切口可以在可接受的短的时间内引入到角膜中。致动驱动器24以这样的方式设计，使得其能够保证发散透镜18的这个调节速度。
以与已知相同的并且这里没有详细地表示的方式，扫描器14包括一对偏转反射镜，偏转反射镜允许激光束在位于垂直于束轴线22的x-y平面内的目标的偏转。扫描器14由控制单元26以依赖于将要引入到眼睛28中的切口的x-y图像的方式和依赖于任何眼睛移动的方式进行控制。这样在没有通过吸力环进行眼球固定的任何情况下都是不可避免的眼睛移动，可以通过眼睛跟踪系统(眼睛跟踪器)记录，该眼睛跟踪系统示意地用功能块30表示并连接到控制单元26。这种类型的系统在本专业领域同样是已知的；因而这里省略了其功能和结构更详细的说明。已经提到，眼睛跟踪器30可以例如基于模式识别来记录眼睛的移动，该模式识别通过快速相继地一个接一个地记录的大量的瞳孔或眼睛其他部分的图像来实施。
聚焦光学元件16同样以与已知同样的方式由多个这里没有详细表示的透镜构成。聚焦光学元件16的焦距是固定的。聚焦光学元件16可以已经固定地合并到激光装置中，使得束聚焦的Z方向调节可以仅通过调节发散透镜18来实现。当然，同样聚焦光学元件16可以可调节地沿束轴线22配置，使得束聚焦的Z方向调节可以通过发散透镜18的调节和通过聚焦光学元件16的调节来实现。在后一种情况中，聚焦光学元件16的调节性能可以例如用于开始实际操作之前的粗调(coarse setting)用途，而发散透镜18的调节性能用于治疗过程中在不同的Z方向位置上的束聚焦的设置。在粗调的过程中，发散透镜18方便地保持在中心位置，使得大致在操作期间发散透镜在调节的两个方向上提供足够的移动行程。
图1中的激光装置还包括测量装置32，其用于测量眼睛28的角膜表面的形貌。例如，测量装置根据光学相干性层析成像(简称OCT)的原理运行。在测量装置32内的合适的评估装置由所测的值产生表示角膜表面的形貌轮廓的形貌测量数据，并且将形貌测量数据用于控制单元26。例如，测量装置32可以将形貌测量数据写入到存储器34，之后控制单元26可以从存储器中重新找回这些数据。这允许在实际操作之前对整个角膜形貌的实时的分离的测量。在形貌测量数据基础上，控制单元可以首先计算用于发散透镜18的两维的执行剖面(actuating profile)，执行剖面为在x-y平面内的所有扫描点指定在每种情况下的名义位置，发散透镜18将要被设置在名义位置中。在这个致动轮廓计算中，控制单元26考虑在Z方向上距离角膜表面的间距(垂直间距)，切口以该间距设置在x-y平面内的每个点上。在形成角膜扁平物的情形中，例如通常努力获得恒定厚度的扁平物。因而，发散透镜18的名义位置以这种的方式进行计算，使得对于将要形成的扁平物的所有x-y位置，束聚焦到角膜表面总是具有大致相同的Z向间距(远离扁平物的边缘，必须引导切口朝向角膜的表面)。在操作过程中，然后监测角膜顶点或/和眼睛28的至少一个其他参考点的Z方向位置，并且以依赖于当前记录的眼睛参考位置的Z方向位置的方式来校正由致动轮廓得到的发散透镜18的名义位置，是足够的。在合适的情况下，这种监测同样可以通过OCT测量装置32来执行，OCT测量结构随后直接地提供有关这方面的测量值到控制单元26。
眼睛28在整个治疗期间都不是固定的，或仅用防止眼球转动的吸力环固定。如果用到吸力环，后者方便地通过合适的机械接口固定地连接到Z方向上的聚焦光学元件16。在每个情形中，治疗都是在没有在眼睛28上放置接触透镜的情况下进行的。
对于在角膜上形成表面切口，行扫描和螺旋扫描都是已知的。图2和3显示了在形成角膜扁平物的情况中通常的理想的发散透镜18的致动位置的行进，其中图2是行扫描的情况，图3是螺旋扫描的情况。在行扫描的情形中，激光束以并排设置的行被引导到角膜上，发散透镜18连续地来回移动，以便计算在每行扫描过程中将要克服的角膜的凸面。这导致所示出的致动位置的三角形行进。相应地，在行扫描的情况中，由控制单元26提供到致动驱动器24的控制信号具有三角形特征。由于在角膜中间上面延伸的中心扫描行的情况中，行中间和行端部之间的高度差比接近边缘的扫描行情况中的大，控制信号的三角形高度发生改变。
另一方面，在螺旋扫描的情况下，发散透镜18在一个方向上的连续的调节是足够的，而不管螺旋是从角膜的中心开始还是从边缘开始。因此，在图3中示出的透镜位置的行进以单调上升的直线形式增大。因而，提供到致动驱动器24的控制信号将具有类似的特征。由于在螺旋扫描的情况中不得不克服每单位时间更小的高度差，因而螺旋扫描允许发散透镜18比行扫描时低的移动速度。另一方面，在螺旋扫描的情况中，必须考虑到，对于连续切口点的恒定的间距，只要激光束的角速率保持不变，用于接近边缘的外部螺旋转动的激光发生器10的脉冲速率必须设置成大于用于内部的中心螺旋转动的激光发生器10的脉冲速率。

Claims (13)

1.一种用于激光光学眼外科手术的装置，包括脉冲飞秒激光辐射源(10)和用于引导所述激光辐射和将所述激光辐射聚焦到眼睛上或眼睛内的治疗位置上的光学元件(12、14、16)，所述光学元件包括在所述激光辐射的束路径上相继配置的多个透镜(18、20)，其特征在于，所述透镜中的至少一个透镜(18)被配置为在所述束路径的方向上相对于其他透镜可调节，致动装置(24)被分配给可调节的所述透镜以便调节所述透镜，并且设有控制单元(26)，以便控制所述致动装置，所述控制单元(26)被设置成读取有关所述眼睛表面形貌的测量数据并且基于测量的表面形貌控制所述致动装置。
2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于，所述至少一个可调节透镜(18)是束扩展光学装置(12)的部分，所述束扩展光学装置(12)位于所述束方向上扫描单元(14)的上游，所述扫描单元(14)在相对于所述束方向为横向的平面内进行激光辐射扫描。
3.根据权利要求2所述的装置，其特征在于，所述束扩展光学装置(12)至少包括发散透镜(18)和位于所述束方向上所述发散透镜(18)下游的会聚透镜(20)，所述发散透镜可通过所述致动装置(24)相对于所述会聚透镜进行调节。
4.根据权利要求1到3中的一个所述的装置，其特征在于，所述控制单元(26)被设置成基于所述测量的表面形貌和基于所述辐射在眼睛中的期望作用位置距离被形貌测量的表面的高度距离来确定用于所述可调节的透镜的名义位置，以及基于所确定的名义位置控制所述致动装置(24)。
5.根据权利要求4所述的装置，其特征在于测量装置(32)，该测量装置(32)被设置以测量所述眼睛上或眼睛内的至少一个参照位置的高度位置的位移，所述控制单元(26)被设置成基于所述至少一个参照位置的被测得的当前高度位置来校正所述可调节透镜(18)的所述名义位置，以及基于所校正的名义位置来控制所述致动装置(24)。
6.根据权利要求4或5所述的装置，其特征在于测量装置(32)，该测量装置(32)被设置以测量所述眼睛上或眼睛(28)内的至少一个参照位置在相对于所述束路径的方向为横向的平面内的移动，所述控制单元(26)被设置成基于所述至少一个参照位置的被测得的当前横向位置来校正所述可调节透镜(18)的所述名义位置，以及基于所校正的名义位置控制所述致动装置(24)。
7.根据权利要求1到6中的一个所述的装置，其特征在于，所述装置没有放置在角膜上的接触透镜，并且也没有用于这种接触透镜的安装结构。
8.根据权利要求1到7中的一个所述的装置，其特征在于测量装置(32)，该测量装置(32)被设置以测量所述眼睛的角膜表面形貌。
9.根据权利要求1到8中的一个所述的装置，其特征在于，所述激光辐射的聚焦直径不大于大约10μm，优选地，不大于大约7μm，并且更优选地，不大于大约5μm，并且所述激光辐射的瑞利长度不大于大约20μm，优选地，不大于大约15μm，更优选地，不大于大约10μm。
10.根据权利要求1到9中的一个所述的装置，其特征在于，为了通过行扫描在角膜内产生大致平行于所述角膜表面的二维切口，所述控制单元(26)被设置成提供具有近似三角形特征曲线并具有变化的三角形高度的控制信号给所述致动装置。
11.根据权利要求1到10中的一个所述的装置，其特征在于，为了通过螺旋扫描在角膜内产生大致平行于所述角膜表面的二维切口，所述控制单元(26)被设置成提供振幅可单调变化的控制信号给所述致动装置。
12.根据权利要求1到11中的一个或根据权利要求1前序部分所述的装置，其特征在于，所述光学元件由束扩展光学装置(12)、配置在所述束路径的方向上所述束扩展光学装置的下游并用于在相对于所述束方向为横向的平面内进行束扫描的扫描单元(14)以及配置在所述束路径的方向上所述扫描单元的下游的聚焦光学装置(16)构成，所述束扩展光学装置(12)包括几个透镜，该几个透镜在所述束方向上相继配置的，并且至少包括发散透镜(18)和会聚透镜(20)，并且所述发散透镜配置成可相对于所述会聚透镜进行调节。
13.一种用于激光光学眼外科手术的装置的控制方法，特别是根据前述权利要求中的一个的装置，其中所述装置包括脉冲飞秒激光辐射源(10)、在所述激光辐射的束路径上相继配置的多个透镜、致动装置(24)，所述透镜中的至少一个透镜(18)被配置成在所述束路径的方向上相对于其他透镜(20)可调节，所述致动装置(24)用于调节可调节的所述至少一个透镜(18)，其中，在所述方法中，用于所述可调节透镜(18)的名义位置基于所存储的形貌测量数据进行确定，并且基于所确定的名义位置生成用于所述致动装置(24)的控制信号。
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