瞄准光束光源201产生瞄准光束202，诸如运行在633nm波长的氦氖激光器。作为选择，可以使用在630_650nm范围内的激光二极管。使用氦氖633nm的光束的优点是其长的相干长度，其将使得能够使用瞄准光路作为不等光路激光干涉仪(LUPI)，以例如测量光束串的光学质量。一旦瞄准光束光源产生瞄准光束202，使用透镜204来准直瞄准光束202。由透镜204的焦距确定已准直的光束的尺寸。由眼睛中的焦点处所期望的NA以及导向眼睛68的光束串的放大倍率，决定瞄准光束202的尺寸。一般地，瞄准光束202应当在焦平面中具有与UF光束6接近相同的NA，并且因而，瞄准光束202具有与在光束组合器34的位置处的UF光束相似的直径。由于在系统对准眼睛的靶组织期间，瞄准光束意于代替UF光束6，大部分瞄准光路模仿如前所述的UF光路。瞄准光束202继续通过半波片206和线性偏振器208。可以调节瞄准光束202的偏振态，从而所期望量的光通过偏振器208。因而，元件206和208用作为用于瞄准光束202的可变衰减器。另外，偏振器208的取向确定入射在光束组合器126和34上的入射偏振态，由此固定偏振态，并且允许优化光束组合器的透光率。当然，如果使用半导体激光器作为瞄准光束光源200，可以改变驱动电流以调节光功率。瞄准光束202继续通过遮光器210和孔212。系统控制的遮光器210提供了瞄准光束202的开/关控制。孔212设置瞄准光束202的有效外径，并且可以被适当地调节。可以使用测量眼睛处的瞄准光束202的输出的校准操作，以经由偏振器206的控制而设置瞄准光束202的衰减。接着，瞄准光束202通过光束调整装置214。可以使用一种或多种公知的光束调整光学元件来修改诸如光束直径、发散度、圆形度和散光的光束参数。在从光纤中出射瞄准光束202的情况下，光束调整装置214可以简单地包括具有两个光学元件216和218的光束扩展望远镜，以便实现预期的光束尺寸和准直。根据在眼睛68的位置处匹配UF光束6和瞄准光束202所需要的内容，来决定用于确定诸如准直度的瞄准光束参数的最终因素。通过适当地调节光束调整装置214，可以考虑色差。此外，使用光学系统214将孔212成像至所期望的位置，诸如孔14的共轭位置。接着，瞄准光束202由折叠镜222和220反射，这两个折叠镜优选可调节用于在光束组合器34之后精密对准UF光束6。随后，瞄准光束202入射在光束组合器126上，在其中瞄准光束202与OCT光束114组合。光束组合器126反射瞄准光束202，并且透射OCT光束114，这允许在两个波长范围有效地运作光束组合功能。作为选择，光束组合器126的透射和反射功能可以颠倒并且配置可以反转。在光束组合器126之后，由光束组合器34将瞄准光束202和OCT光束114 一同与UF光束6组合。
[0028]图1中示意性地示出用于使靶组织在眼睛68上或内成像的装置，其示为成像系统71。成像系统包括照相机74和照明光源86，用于创建靶组织的图像。成像系统71收集如下图像，这些图像可以由系统控制器300使用以提供以预定结构为中心或位于预定结构内的图案。用于观察的照明光源86通常是宽带和不相干的。例如，光源86可以包括多个LED，如图所示。观察光源86的波长优选在700nm至750nm的范围内，但是也可以是适于光束组合器56的任何波长，所述光束组合器56将观察光与用于UF光束6和瞄准光束202的光束光路组合(光束组合器56反射观察波长，同时透射OCT波长和UF波长)。光束组合器56可以部分地透射瞄准波长，从而瞄准光束202对于观察照相机74是可见的。在光源86前面的可选的偏振元件84可以是线性偏振器、四分之一波片、半波片或任何组合，并且用于优化信号。如近红外波长产生的假彩色图像是可接受的。使用与UF光束6和瞄准光束202相同的物镜58和聚焦透镜66，将来自光源86的照明光引导向下朝向眼睛。由眼睛68中的各种结构反射和散射的光由相同的透镜58和66收集，并且引导返回朝向光束组合器56。其中，经由光束组合器和镜82将返回的光引导返回进入观察光路，并且引导至照相机74上。照相机74可以是例如但不局限于具有合适尺寸形式的任何基于硅的检测器阵列。视频透镜76将图像形成在照相机的检测器阵列上，同时光学元件80和78分别提供偏振控制和波长过滤。孔或虹膜81提供了对成像NA的控制，并且因而提供了对聚焦深度和景深的控制。小孔提供的优点是大的景深，其有助于患者对接操作。作为选择，可以切换照明光路和照相光路。而且，可以使得瞄准光源200在红外范围内发射，其将不能直接可见但是可以使用成像系统71对其捕获和显示。通常需要粗调配准，从而当聚焦透镜66接触角膜时，靶结构处于系统的X、Y扫描的捕获范围内。因而，对接操作是优选的，其优选在系统接近接触状况(即，患者的眼睛68和聚焦透镜66之间接触)时考虑患者的运动。观察系统71被配置成使得聚焦深度足够大，从而在聚焦透镜66接触眼睛68之前可以看见患者的眼睛68和其他显著特征。优选地，将运动控制系统70集成在总控制系统2中，并且可以移动患者、系统2或其元件、或此两者，以实现聚焦或“接触”透镜66、其外壳和/或眼睛68之间精确和可靠的接触。此外，如下所述，可以将真空抽吸子系统和法兰包含在系统2中，并且用于稳定聚焦透镜66、其相关壳体、以及眼睛68之间的接口。在一个实施例中，可以在监视成像系统71的输出的同时完成经由聚焦透镜66将眼睛68相对于系统2的其他部分物理对准，并且其可以手动执行，或通过借助于控制用电子装置300经由1 302以分析成像系统71电子产生的图像而自动执行。还可以使用力和/或压力传感器的反馈以识别接触以及启动真空子系统。
[0029]图2A描绘了聚焦透镜66配置的一个实施例，其中透镜的远侧面178放置为直接接触角膜94。从系统88出射的扫描光束90与透镜66的近侧面176相交，通过透镜66，通过透镜66的远侧面出射，通过角膜94，并最终到达晶状体69以利于介入步骤如撕囊术。特写视图示意于图2B中以示范不期望的角膜褶皱96的概念，这种不期望的角膜褶皱96可能与位于具有接触透镜66配置的角膜上扁平角膜负荷过大相关，其中接触透镜66配置具有相对于角膜来说相对较大的曲率半径(在这些情形中，可以施加相对较大的扁平角膜负荷以确保透镜66和角膜94的相对凸形之间的表面接触)。我们已经发现角膜褶皱96会使至眼睛内部的光路劣化，降低激光与眼睛组织交互的可靠性。此外，还通常希望的是最小化诊断和介入操作期间的眼压，并且大的扁平角膜负荷倾向于增加眼压。因此，在图3A-3C和4A-4E描绘的实施例中，包括聚焦透镜66，其具有的远侧面曲率半径基本接近于通常人类角膜的远侧面曲率半径，因此基本减轻了扁平角膜负荷和/或接口负荷，这将在下面更详细描述。
[0030]参照图2C，示出了患者接口 182的一个实施例，其可以称作“一件式”接口，并且与诸如参照图1所描述的诊断和介入系统的可动部160接口，患者接口 182包括角膜接口130、容纳聚焦透镜66的圆锥形外壳下部132、以及具有近侧面并且配置以机械地与诊断和介入系统的可动部160接口和耦合的圆柱形外壳上部134。图3A示意了类似配置，其中患者接口 182可拆卸地耦合诊断和介入系统的可动部160。图3B示出了诸如图2C和3A所描绘的患者接口 182的特写正视图。圆柱形外壳上部134的近侧面形成几何耦合接口 136，几何耦合接口 136配置用于可拆卸地耦合诊断和介入系统的可动部160。图3C示意了图3B实施例的截面视图以示出聚焦透镜66在圆锥形外壳下部132内的位置以及透镜66的远侧面140与角膜94的直接接口、和柔性(在一个实施例中包括诸如硅树脂的柔性材料)角膜接口 130的截面特征，所述角膜接口 130包括双瓣截面接触面142，其产生两瓣之间的真空通道142，所述通道可用于在应用诸如约300和600_汞柱之间的真空条件下可拆卸地将角膜接口 130耦合至角膜94的表面。在一个实施例中，透镜66的远侧面140具有等于约8.3mm的曲率半径，其稍大于人类角膜94的平均曲率半径，以提供啮合配置，其中远侧面140可以大约在远侧面140的中央与角膜缓慢啮合，然后啮合增加并且非常轻的扁平角膜负