CN113520715A - 用于为治疗设备的眼科手术激光器提供控制数据的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及用于提供眼科手术激光器(18)的控制数据的方法。控制装置(20)确定(S1)要与人眼或动物眼睛(36)的预定视觉障碍数据分开的微透镜(12)的微透镜几何形状，其中，通过待校正的屈光力值和微透镜直径定义微透镜几何形状，确定(S2)用于补偿由治疗设备(10)的至少一个接触元件(28)产生的微透镜(12)变形的校正值，其中，该校正值借助于治疗设备(10)的至少一个先前的测量值来确定，确定(S3)微透镜(12)的变形几何形状，其中，根据要校正的屈光力值和校正值来计算变形屈光力值，并且根据微透镜直径和校正值计算变形直径，并提供(S4)控制数据以控制眼科手术激光器(18)，该眼科手术激光器将变形几何体应用于微透镜(12)的分离。

Description

用于为治疗设备的眼科手术激光器提供控制数据的方法
技术领域
本装置涉及用于为治疗设备的眼科手术激光器提供控制数据以分离微透镜的方法。另外，本发明涉及具有至少一个眼科手术激光器和至少一个用于执行该方法的控制装置的治疗设备、计算机程序以及计算机可读介质。
背景技术
在现有技术中已知用于控制眼科激光器以矫正光学视觉障碍的治疗设备和方法。其中，例如可以形成脉冲激光器和光束聚焦装置，使得激光束脉冲在位于有机材料内的焦点中引起光致破裂，以将微透镜与角膜分离，以矫正视力障碍。在利用用于分离微透镜的治疗设备的治疗中，通常通过治疗设备的一个或多个接触元件来固定眼睛。在此，接触元件是刚性元件，例如平凹透镜，其被装配到眼睛上，特别是装配到角膜上，以便在治疗中眼睛不移动。然而，这种接触元件的不利之处在于，角膜的形状不能精确地适合于接触元件，从而角膜由于接触元件而变形。因此，待分离的微透镜的形状也可以改变，由此治疗可能是有缺陷的。为了对其进行补偿，已知在坐标系上执行模拟或几何变化。但是，这些方法非常复杂并且执行起来很昂贵。
发明概述
本发明的目的是，提供用于控制眼科手术激光器的控制数据，其中以简单的方式提供对由接触元件产生的微透镜的变形的补偿。
该目的通过根据本发明的方法、根据本发明的设备、根据本发明的计算机程序以及根据本发明的计算机可读介质来解决。在相应的从属权利要求中说明了本发明的具有方便发展的有利构造，其中该方法的有利构造被认为是治疗设备、控制装置、计算机程序和计算机可读介质的有利构造，反之亦然。
本发明的第一方面涉及用于提供治疗设备的眼外科手术激光器的控制数据以分离微透镜的方法，其中，该方法包括由控制装置执行的以下步骤。其中，控制装置理解器具、器具组件或器具组，该控制装置被配置用于接收和评估信号以及提供例如产生控制数据。控制装置可以例如被配置为控制芯片、计算机程序、计算机程序产品或控制器具。通过控制装置实现：从人或动物的眼睛的预定视觉障碍数据中确定待分离的微透镜的微透镜几何形状，包括微透镜高度，其中，所述微透镜几何形状借助于待校正的屈光力值和微透镜直径来定义，并确定用于补偿由治疗设备的至少一个接触元件产生的微透镜的变形的校正值，其中，该校正值通过治疗设备的至少一个先前的测量值来确定。此外，通过控制装置进行微透镜的变形几何形状的确定，其中，变形几何形状借助于变形屈光力值和变形直径来定义，其中，变形屈光力值是根据待校正的屈光力值和校正值来计算的，并根据微透镜直径和校正值计算变形直径。最后，通过控制装置来实现提供用于控制眼科手术激器的控制数据，其中，控制数据使用变形几何形状来分离微透镜。
换句话说，首先从先前确定的视觉障碍数据确定待分离的微透镜的微透镜几何形状。视觉障碍数据可以例如描述屈光不正，因此描述眼睛或角膜的屈光力与理想值的偏差，例如近视、远视或散光。例如，视觉障碍数据可以描述屈光力的值，从而以屈光度表示，或者例如角膜曲率与正常值的偏差。例如，视觉障碍数据可以通过从数据存储或数据服务器中检索视觉障碍数据来实现，或者例如可以从执行角膜测量和/或确定屈光不正的测量器具中接收视觉障碍数据。基于所确定的视觉障碍数据，控制装置确定微透镜几何形状，其描述了微透镜的尺寸及其在角膜中的位置。也就是说，借助于视觉障碍数据来确定微透镜的几何形状，从而确定微透镜的期望形状及其在角膜中的位置，其中，尤其是通过待校正的屈光力值以及微透镜直径来确定微透镜高度，也称为光学区。其中，角膜的体积体由微透镜理解，因此例如是铁饼形的盘，其可以由前界面和后界面限定。例如，界面可以形成双凸、双凹、凹凸、凸凹、平行平面、平凸或平凹的体积体。
在该方法步骤之后或之前，控制装置可确定用于补偿微透镜的变形的校正值，其中，微透镜的变形由治疗设备的接触元件产生。在此，校正值是根据治疗设备的至少一项先前的测量值来确定的。即，根据先前使用治疗设备进行的测量，例如根据临床或临床前的测量，经验地确定校正值。在最简单的情况下，校正值可以是单个全局数值。但是，校正值也可以包括所测量的参数的函数。这意味着可以为某些参数提供自己的校正值。例如，根据角膜曲率的类型，接触元件的已知曲率或患者特定的参数，例如患者的年龄，可以提供自己的校正值。
借助于校正值，然后可以确定微透镜的变形几何形状，其中，根据待校正的屈光力值和校正值计算出变形屈光力值，并且根据该微透镜直径和直径和校正值计算出变形直径。然后，可以从屈光力值和变形直径确定变形几何形状，所述变形直径特别描述了微透镜的形状，该微透镜的形状将用于补偿治疗设备的至少一个接触元件的变形。最后，可以提供控制数据以控制眼科手术激光器，眼科手术激光器使用变形几何形状代替微透镜几何形状来分离微透镜。
通过本发明的这个方面，产生了可以容易地补偿变形效果的优点，并且因此可以在治疗中获得更好的结果。此外，通过应用根据先前的测量确定的校正值，可以省去昂贵和复杂的模拟应用或坐标系的变化。
根据一种有利的构造形式规定，从待校正的屈光力值和所达到的屈光力值的偏差中求出校正值，其中，在不使用变形几何形状的情况下在应用了治疗设备之后确定所达到的屈光力值。换句话说，如果不使用变形几何形状，则可以确定存在于要校正的屈光力值(即计划的屈光力值)与所达到的屈光力值之间的偏差。然后可以由此确定校正值。例如，可以计划要校正的屈光力值具有八个屈光度。但是，由于微透镜的变形，达到的屈光力值只能是六个屈光度。这将导致25％的偏差，其中优选地确定校正值，以便补偿这25％的偏差。为了确定屈光力值之间的偏差，可以优选在人造角膜和/或动物角膜和/或人类供体角膜上进行不使用变形几何形状的测量值。通过这种形式的构造，出现的优点是，可以通过简单的测量来确定校正值。
如果从待校正的屈光力值和所达到的屈光力值的多个先前测量值统计地确定校正值，则是有利的，特别是借助于线性回归。这样做的优点是，校正值相对于统计偏差变得更加鲁棒。例如，可以针对例如六个，七个和八个屈光度的计划屈光力值执行多次测量，将其分别与所达到的屈光力值进行比较。此外，还可以对要校正的屈光力值进行多次测量，然后将它们与分别达到的屈光力值进行统计比较。迄今为止，可以应用已知的统计方法，特别是线性回归，其斜率可以表示屈光力值之间的偏差。
如果至少在两个不同的时间点确定所达到的屈光力值，则是进一步有利的，其中，根据在至少两个不同的时间点处的偏差的平均值来确定校正值。特别地，一个时间点可以在治疗后不久，例如在治疗后的一天，而另一个时间点可以在治疗后不久，例如从治疗中恢复眼睛之后，例如在一周或一个月之后。然后可以在这两个或更多个时间点上达到的屈光力值进行平均，以确定与计划屈光力值的偏差，从而确定与校正值的偏差。这样做的优点是，还可以考虑屈光力值随时间的变化。通过使用多次测量，校正值在统计上也变得更可靠。
优选地，校正值在0.6至1.4的范围内，特别是在0.7至1.0的范围内。即，如果在要校正的屈光力值和所确定的屈光力值之间确定了20％的偏差，则校正值可以为0.8。特别地，校正值可以在0.7至1.0之间，因为通常可以通过接触元件观察到屈光力值的不足校正。
根据另一有利的设计方案规定，在变形几何形状的计算中，使微透镜高度或微透镜体积保持恒定，其中，通过要校正的屈光力值乘以校正值的倒数来计算出变形屈光力值。换句话说，通过将要校正的屈光力值除以校正值来计算变形屈光力值。另外，可以维持微透镜的高度或微透镜的体积，以便基于微透镜的几何形状确定变形几何形状。在此，微透镜高度和微透镜体积是微透镜几何形状的参数，其可以由屈光力值和微透镜直径确定，其中在计算变形几何形状时可以使这些参数之一保持恒定。优选地，可以从所达到的屈光力值与计划屈光力值(要校正的屈光力值)之比来确定校正值，其中，在此，通过乘法通过校正值的倒数来计算要校正的屈光力值。在此，对于专家而言很容易明白，校正值的确定的改变也导致变形几何形状的计算的改变。例如，在用于确定校正值的逆商的情况下，由于校正后的屈光力值是等效的，因此可以直接通过与校正值相乘来执行校正后的屈光力值。
根据另一有利的设计方案，变形直径是通过将微透镜直径乘以取决于校正值的参数来计算的，其中，该参数是通过理论的微透镜几何模型确定的，特别是通过的Munnerlyn公式。换句话说，变形直径可以由微透镜直径即计划的微透镜直径来计算，用于计算变形几何形状，因为微透镜直径乘以参数，其中该参数取决于校正值。通过取决于校正值的参数表示，该参数包括具有校正值，尤其是校正值的幂的数学计算操作。特别地，取决于校正值的参数可以从微透镜几何模型，优选地从微透镜几何模型中确定，通过该微透镜几何模型，例如借助于Munnerlyn公式确定微透镜几何形状。
如果通过将微透镜直径乘以校正值的平方根并保持微透镜高度恒定来计算变形直径，并且通过将微透镜直径乘以校正值的第四根并保持微透镜体积恒定来计算变形直径，则是更有利的。换句话说，如果要保持微透镜高度恒定，则通过将微透镜直径乘以“对1/2的幂的校正值”来计算变形直径。如果将微透镜体积保持恒定，则优选通过将微透镜直径乘以“对1/4的屈光度的校正值”来计算变形直径。这意味着，根据保持微透镜的高度还是保持微透镜的体积恒定，特别优选将变形屈光力值除以用于确定变形几何形状的校正值，并且将微透镜直径乘以用于同时计算变形直径的校正值的平方根或第四根，其中校正值在微透镜直径的倍数上的乘方优选来自于微透镜几何模型的解析计算，优选地源自通过Munnerlyn的计算公式。
本发明的第二方面涉及控制装置，其被配置为执行上述方法之一。产生了上述优点。控制装置可以例如被配置为控制芯片、控制器具或应用程序(“应用”)。优选地，控制装置可以包括处理器装置和/或数据存储器。处理器装置理解用于电子数据处理的器具或器具组件。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。程序代码可以被配置为在由处理器装置执行时使控制装置执行根据本发明的一种或两种方法的上述实施方案之一。
本发明的第三方面涉及治疗设备，该治疗设备具有至少一个眼科手术激光器，该至少一个眼科手术激光器用于通过光致破裂来分离具有人或动物眼睛的预定界面的预定角膜体积，以及至少一个用于该激光器或多个激光器的控制装置，其被形成为执行根据本发明的第一方面的方法的步骤。根据本发明的治疗设备允许可靠地减少或甚至避免在使用常规烧蚀治疗设备时出现的缺点。
在根据本发明的治疗设备的另一有利构造中，激光器可以适合于以1fs至1ns之间，最好在10fs至10ps之间的相应脉冲持续时间发射波长范围在300nm至1400nm之间，优选在700nm至1200nm之间的激光脉冲，重复频率大于10千赫兹(kHz)，最好在100kHz到100兆赫兹(MHz)之间。这种飞秒激光器特别适合于在角膜内产生体积体。在本发明的方法中使用光致破裂式激光器还具有以下优点：在低于300nm的波长范围内不必进行角膜的照射。该范围在激光技术中被称为“深紫外线”。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破裂式激光器通常将脉冲持续时间在1fs至1ns之间的脉冲式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功率密度，从而允许在界面生成中的高切割精度。特别地，也可以选择700nm至780nm之间的范围作为波长范围。
在根据本发明的治疗设备的另一有利的设计方案中，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各个激光脉冲定位和/或聚焦在角膜中的控制数据，并且可以包括至少一个用于对激光器的激光束进行光束引导和/或光束整形和/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/或形态以及要矫正的视觉障碍的类型而生成。
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。
本发明的第四方面涉及包括指令的计算机程序，所述指令使根据第三发明方面的治疗设备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。
本发明的第五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四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是根据本发明示例性实施方案的治疗设备的示意图；
图2是计划的屈光力值和达到的屈光力值的示例性散点图；
图3是根据示例性实施方案的示意性方法图。
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示出治疗设备10的示意图，该治疗设备10具有用于通过光致破裂分离由人眼或动物眼36的角膜的微透镜几何形状预先定义的角膜体积/角膜体积的眼科手术激光器18，从而可以分离具有的预定界面14、16的微透镜12，也被称为体积体。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，使得其以预定的模式向眼睛36的角膜发射脉冲激光脉冲，其中，可以例如通过光致破裂以预定的模式来生成待形成的微透镜12的已确定的界面14、16。替代地，控制装置20可以是相对于治疗设备10在外部的控制装置20。
所确定的界面14、16在所示实施方案中形成微透镜12，其中在该实施方案中选择微透镜12的位置，使得其可以例如位于角膜的基质32内。此外，从图1显而易见的是，可以在基质32和上皮之间形成所谓的鲍曼膜34。
此外，图1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，以沿着预定的切口行进产生所确定的界面14、16，优选还产生切口或切割口30。
优选地，所示的激光器18是光致破裂式激光器，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至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中定位和/或聚焦单个激光脉冲的控制数据。各个激光脉冲的位置数据和/或聚焦数据，即待分离的微透镜12的微透镜几何形状，是根据预定的视觉障碍数据生成，特别是根据先前测量的角膜的形貌和/或测厚法和/或形态或在眼睛36的基质32内示例性地产生角膜的光学视觉障碍校正生成的。为了确定视觉障碍数据，其例如可以指示屈光度的值，或用于描述视觉障碍的其他合适的数据，例如，控制装置20可以例如从数据服务器接收相应的数据，或者可以将视觉障碍数据确定为数据输入。待分离以用于矫正视力障碍的微透镜12的微透镜几何形状特别是借助于待校正的屈光力值(也可以称为计划的屈光力值)和微透镜直径(也称为光学区)来限定。
此外，可以提供接触元件28，其可以与治疗设备10相关联。可替代地，接触元件28也可以与治疗设备10分开地提供。接触元件28，可以被称为患者接口或固定系统，用于固定眼睛36以进行治疗。迄今为止，接触元件28可以包括平凹透镜，该平凹透镜适合于眼睛36以进行固定。然而，通过接触元件28的固定，可能会发生角膜变形，因此所确定的用于分离微透镜12的微透镜几何形状不再最佳地应用于预定的视觉障碍数据。因此，在用治疗设备10进行治疗后，有可能发生计划的屈光力值或要校正的屈光力值偏离所达到的屈光力值的情况。
这在图2的示例性散点图中示出，其中，在治疗之后达到的屈光力值表示在Y轴上，并且已经借助于预定的视力障碍数据进行了计划的已经校正的屈光力值表示在X轴上。这意味着对于每个表示的点，已经计划了X轴上的值，并且已经实现了Y轴上的值。此外，图2中的这些偏差是在治疗后一天(圆圈)(例如数据点d1)和治疗后一周(方形)(例如数据点w1)绘制的。
为了补偿由接触元件28引起的变形，可以规定，控制装置20执行下面描述的方法步骤S1至S4，这些方法步骤例如作为图3中的方法图呈现。在步骤S1中，如上所述，根据预定的视觉障碍数据确定待分离的微透镜12的几何形状，其中，通过待校正的屈光力值和微透镜直径来定义微透镜几何形状。随后，可以在步骤S2中根据治疗设备10的至少一项先前的测量值来确定用于补偿接触元件28的变形的校正值。此处，例如，可以使用来自图2的散布图，其中特别是要统计地确定要校正的屈光力值和在治疗后第一天达到的屈光力值的线性回归LR_d1，并且优选还形成在治疗后一周的另一个时间点的线性回归LR_w1。例如，回归线LR_d1的斜率可以具有0.77的值，该值对应于治疗后一天的23％偏差，而回归线LR_w1例如可以具有0.83的斜率，其对应于治疗后一周的17％偏差。这意味着在该示例中，校正值优选地在0.77至0.83之间，其中校正值优选地可以由该值范围的平均值形成。因此，在该实施例中为0.8。然而，先前示出的数字仅代表校正值的示例，并且校正值可以例如根据治疗设备和相关联的接触元件而不同。取决于视觉障碍数据的治疗类型也可以改变校正值。特别地，校正值可以在0.6至1.4的范围内，优选在0.7至1.0的范围内。
在确定了校正值之后，可以在步骤S3中通过控制装置确定微透镜的变形几何形状，其中，通过变形屈光力值和变形直径来确定变形几何形状。可以根据要校正的屈光力值，即先前计划的屈光力值，从初始计划的微透镜几何形状和校正值计算出变形屈光力值，即，将要校正的屈光力值除以校正值。换句话说，根据上述示例，将计划的屈光力值除以校正值，从而除以0.8，以获得变形屈光力值。此外，可以在步骤S3中选择是保持微透镜高度还是保持微透镜体积恒定，即是否针对变形几何形状采用在微透镜几何形状或微透镜体积中确定的微透镜高度。
如果采用微透镜高度，则可以根据微透镜直径和校正值来计算变形几何形状的变形直径，其中，通过根据取决于校正值的参数来计算微透镜直径，其中，该参数借助于理论的微透镜几何模型来确定。例如，微透镜几何模型可以是该模型，借助于该模型先前确定了微透镜几何形状。优选地，微透镜几何模型可以是Munnerlyn公式，其中取决于校正值的参数在其中是校正值的平方根。这意味着变形直径是在微透镜高度保持恒定的情况下计算的，即，微透镜直径乘以校正值的平方根，因此在上述示例中乘以0.8的根。如果将微透镜体积保持恒定，则通过理论微透镜模型计算取决于校正值的另一个参数，该参数对应于Munnerlyn公式的情况下的校正值的第四根。这意味着变形直径是通过将微透镜直径乘以校正值的第四根来计算的，因此在上述示例中，将微透镜体积保持恒定，由此乘以0.8乘以0.25的幂。
然后可以在步骤S4中以控制数据的形式提供由此确定的变形几何形状，以用于由控制装置20控制眼科手术激光器18。借助于如此提供的控制数据，该控制数据使用用于分离微透镜的变形几何形状，可以以简单的方式实现对接触元件28的变形的补偿，由此可以改善治疗设备10的治疗。由于该校正值可以迭代地调整，所以该方法还可以通过该方法连续地改善。例如，可以首先将校正值确定为0.8。在应用该校正值进行进一步测量之后，例如仍可以确定出1.05的偏差，于是原始校正值0.8乘以1.05，从而得到迭代调整的校正值0.84。因此，还可以针对治疗设备迭代地修正校正值。

Claims (14)

1.用于提供治疗设备(10)的眼科手术激光器(18)的控制数据以分离微透镜(12)的方法，其中，该方法包括由控制装置(20)执行的以下步骤：
-从人或动物的眼睛(36)的预定视觉障碍数据中确定(S1)要分离的微透镜(12)的微透镜几何形状，其中，所述微透镜几何形状是通过待校正的屈光力值和微透镜直径来定义的；
-确定(S2)由治疗设备(10)的至少一个接触元件(28)产生的用于补偿微透镜(12)变形的校正值，其中，所述校正值通过所述治疗设备(10)的至少一项先前的测量值来确定；
-确定(S3)微透镜(12)的变形几何形状，其中，所述变形几何形状是通过变形屈光力值和变形直径来定义的，其中，所述变形屈光力值是根据待校正的屈光力值和校正值来计算的，并且所述变形直径是根据微透镜直径以及校正值来计算的；
-提供(S4)用于控制眼科手术激光器(18)的控制数据，该眼科手术激光器(18)使用变形几何形状来分离微透镜(12)。
2.根据权利要求1所述的方法，
其特征在于
根据待校正的屈光力值与达到的屈光力值的偏差来确定校正值，其中，达到的屈光力值是在应用治疗设备(10)之后在不使用变形几何形状的情况下确定的。
3.根据权利要求2所述的方法，
其特征在于
根据待校正的屈光力值和所达到的屈光力值的多个先前测量值统计地确定校正值，特别是通过线性回归。
4.根据权利要求2或3中任一项所述的方法，
其特征在于
至少在两个不同的时间点确定所达到的屈光力值，其中，根据在至少两个不同的时间点处的偏差的平均值来确定校正值。
5.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，
其特征在于
所述校正值在0.6至1.4的范围内，特别是在0.7至1.0的范围内。
6.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，
其特征在于
在变形几何的计算中，使微透镜高度或微透镜体积保持恒定，并且其中，通过将待校正的屈光力值与校正值的倒数相乘来计算变形屈光力值。
7.根据前述权利要求中的任一项所述的方法，
其特征在于
通过将微透镜直径乘以取决于校正值的参数来计算变形直径，其中，该参数通过理论的微透镜几何模型，特别是通过Munnerlyn公式来确定。
8.根据权利要求6和7所述的方法，
其特征在于
通过将微透镜直径乘以校正值的平方根并保持微透镜高度恒定来计算变形直径，并且通过将微透镜直径乘以校正值的第四根并保持微透镜的体积恒定来计算变形直径。
9.控制装置(20)，其被形成为执行根据前述权利要求中任一项所述的方法。
10.治疗设备(10)，其具有至少一个用于通过光致破裂分离人眼或动物眼睛(36)的微透镜(12)的眼科手术激光器(18)和至少一个根据权利要求9所述的控制装置(20)。
11.根据权利要求10所述的治疗设备(10)，
其特征在于
所述激光器被形成为以在1fs至1ns之间，优选地是在10fs至10ps之间的相应的脉冲持续时间，以大于10kHz，优选地在100kHz至100MHz之间的重复频率发射在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。
12.根据权利要求10或11中任一项所述的治疗设备(10)，
其特征在于，控制装置(20)
-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。
13.包括指令的计算机程序，所述指令使根据权利要求10至12中任一项所述的治疗设备(10)执行根据权利要求1至8中任一项所述的方法。
14.计算机可读介质，其上存储有根据权利要求13所述的计算机程序。
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