之后，光束6由折叠镜28、30和32反射。出于对准目的，这些镜可以进行调节。随后，光束6入射在光束组合器34上。光束组合器34反射UF光束6(并且透射下文描述的OCT光束114和瞄准光束202 二者)。为了使光束组合器有效工作，入射角优选保持在45度以下，并且在光束偏振时固定光束的偏振。对于UF光束6，线性偏振器10的取向提供了固定的偏振。
[0020]在光束组合器34之后，光束6继续行进到z调节装置或Z扫描装置40上。在该示意性实例中，z调节装置包括具有两个透镜组42和44的伽利略望远镜(每个透镜组包括一个或多个透镜)。透镜组42沿着z轴围绕望远镜的准直位置移动。这样，患者的眼睛68中光斑的焦点位置沿着z轴移动，如图所示。一般地，在透镜42的运动和焦点的运动之间存在固定的线性关系。在该情况下，z调节望远镜具有近似2X光束扩展率，以及透镜42的移动与焦点的移动的1:1关系。作为选择，透镜组44可以沿着z轴移动以致动z调节和扫描。z调节装置是用于在眼睛68中进行治疗的z扫描装置。其可以受到系统的自动和动态控制，并且被选择为独立的或与下文所述的X-Y扫描装置相互影响。可以使用镜36和38，用于将光轴对准z调节装置40的轴。在通过z调节装置40之后，由镜46和48将光束6引导至x-y扫描装置。镜46和48能够被调节以用于对准目的。优选在控制用电子装置300的控制下使用两个镜52和54，通过扫描装置50实现X-Y扫描，镜52和54利用电动机、检流计或任何其他公知的光学移动装置在垂直方向上旋转。镜52和54定位为靠近下述的物镜58和聚焦透镜66组合的远心位置，如下所述。倾斜这些镜52、54，使得它们偏转光束6，引起在位于患者的眼睛68中的UF焦点的平面侧向位移。物镜58可以是复杂的多兀件透镜兀件，如图所不，并且由透镜60、62和64指不D透镜58的复杂性将由扫描区域尺寸、聚焦光斑尺寸、物镜58的近侧和远侧上可用工作距离以及像差控制量所决定。一个实例是在1mm的区域上产生10 μ m的光斑尺寸、焦距60mm的f-theta透镜58，其中输入光束尺寸为直径15_。作为选择，由扫描装置50进行的X-Y扫描可以通过使用一个或多个可移动光学元件(例如，透镜、光栅)来实现，所述可移动光学元件可以经由输入和输出装置302而被控制用电子装置300控制。
[0021]扫描装置50在控制器300的控制下，可以自动产生瞄准和治疗扫描图案。这种图案可以包括单光斑、多光斑、光的一个连续图案、光的多个连续图案、和/或其任意组合。此夕卜，瞄准图案(使用下述的瞄准光束202)不必与治疗图案(使用光束6)相同，但是优选地，至少限定其边界以便于出于患者安全性考虑而确保仅在所期望的靶区域内传送治疗光。例如，这可以通过使得瞄准图案提供预期治疗图案的轮廓而实现。这样，可以使得用户即使不知道各个光斑自身的准确位置，也可以知晓治疗图案的空间范围，并且因而优化扫描的速度、效率和准确度。还可以使瞄准图案作为闪光被感知，以便于进一步增强其对用户的可视性。
[0022]可以使用光学聚焦透镜66，其也可以笼统称作“接触透镜”，以帮助进一步将光束6聚焦到患者的眼睛68中，同时帮助稳定眼睛位置，所述光学聚焦透镜66可以是任何合适的眼用透镜。光束6的定位和特性和/或光束6形成在眼睛68上的扫描图案可以进一步通过使用诸如操纵杆的输入装置或其他任何适合的用户输入装置(例如，GUI 304)而被控制，以定位患者和/或光学系统。
[0023]可以设置UF激光器4和控制器300以指向眼睛68中靶结构的表面，并且确保光束6将聚焦在合适的位置，并且不会意外地损伤非靶组织。可以使用本文中所述的成像形式和技术，诸如举例而言，光学相干断层成像(OCT)、浦肯雅(Purkinje)成像、沙姆成像、共焦或非线性光学显微术、荧光成像、或超声，以确定位置，并且测量晶状体和晶状体囊的厚度以向激光聚焦方法提供更大的精度，包括形成2D和3D图案。使用包括下列的一种或多种方法，还可以实现激光聚焦，所述方法包括直接观测瞄准光束、光学相干断层成像(OCT)、浦肯雅成像、沙姆成像、共焦或非线性光学显微术、荧光成像、超声或其他已知的眼科或医学成像形式和/或其组合。在图1的实施例中，描述了一种OCT装置100。眼睛的OCT扫描将提供关于晶状体前囊和后囊的轴向位置、白内障核的边界以及前房的深度的信息。随后，将该信息加载入控制用电子装置300，并且用于编程和控制随后的激光协助的外科手术操作。还可以使用该信息以确定与手术操作相关的大量参数，诸如举例而言，用于切割晶状体囊以及分割晶状体皮质和核的焦点平面的上轴限和下轴限、以及晶状体囊的厚度等。
[0024]图1中的OCT装置100包括宽带或扫频光源102，该光源由光纤耦合器104分成参考臂106和采样臂110。参考臂106包括模块108，该模块包含参考反射以及合适的色散和光路长度补偿。OCT装置100的采样臂110具有输出连接器112，该输出连接器作为至UF激光系统的其余部分的接口。随后，由耦合器104将从参考臂106和采样臂110返回的信号导向检测装置128，该检测装置采用时域、频率或单点检测技术。在图1中，使用频域技术，其中OCT波长为920nm并且带宽为lOOnm。从连接器112出射之后，OCT光束114使用透镜116进行准直。由透镜116的焦距确定已准直的光束114的尺寸。由眼睛中的焦点处的所期望的NA以及导向眼睛68的光束串的放大倍率来决定光束114的尺寸。一般地，在焦平面中，OCT光束114不需要具有与UF光束6相同高的NA，因而在光束组合器34的位置，OCT光束114的直径小于UF光束6。在准直透镜116之后是孔118，其进一步修改眼睛处的OCT光束114的最终的NA。选择孔118的直径以优化入射在靶组织上的OCT光以及返回信号的强度。使用可以是主动或动态的偏振控制元件120以补偿例如可能由角膜双折射中的各个差别引起的偏振态改变。随后使用镜122和124以将OCT光束114导向光束组合器126和34。出于对准目的，并且尤其为了在光束组合器34之后将OCT光束114覆盖在UF光束6之上，可以调节镜122和124。相似地，使用光束组合器126以将OCT光束114与下述的瞄准光束202组合在一起。一旦在光束组合器34之后与UF光束6组合，OCT光束114沿着与UF光束6相同的光路，通过系统的其余部分。这样，OCT光束114指示了 UF光束6的位置。OCT光束114通过z扫描装置40和x-y扫描装置50，随后通过物镜58、聚焦透镜66并且进入眼睛68。来自眼睛内的结构的反射和散射提供了这样的返回光束，其折回通过光学系统、进入连接器112，通过耦合器104，并且至OCT检测器128。这些返回的背反射提供了 OCT信号，它们接着由系统解释为UF光束6的焦点位置的X、Y、Z的位置。
[0025]OCT装置100的工作原理是，测量其参考臂和采样臂之间的光路长度的差。因而，将OCT通过Z调节装置40，并未延伸OCT系统100的Z范围，这是因为光路长度不会随着42的移动而改变。OCT系统100具有固有的与检测机制相关的z范围，并且在频域检测的情况下，其尤其与分光计和光源的光学带宽相关。在图1中使用的OCT系统100的情况下，在水相环境中，z范围近似为3-5mm。在采样臂中将OCT光束114通过z调节装置40的z扫描，允许优化OCT信号强度。这通过将OCT光束114聚焦在靶结构上，同时通过相应地增加OCT系统100的参考臂106内的光路而适应已延伸的光路长度而实现。
[0026]因为由于诸如沉浸指数(immers1n index)、折射率以及彩色和单色的像差的影响而引起的在OCT测量中关于UF聚焦装置的基本差别，必须考虑相对于UF光束焦点位置来分析OCT信号。应当实施作为X、Y、Z的函数的校准或配准操作，以便于将OCT信号信息匹配于UF焦点位置以及关联绝对尺寸量。
[0027]还可以利用对瞄准光束的观测以协助用户引导UF激光聚焦。此外，假设瞄准光束精确地表示了红外光束参数，那么代替红外OCT和UF光束，肉眼可见的瞄准光束可以有助于对准。在图1所示的配置中采用了瞄准子系统200。由