节装置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获得预期光束尺寸和准直。用于确定诸如准直度的瞄准光束参数的最终因素由匹配眼睛68的位置处的UF光束6和瞄准光束202所必需的因素决定。可以通过光束调节装置214的适当调节考虑色差。另外，光学系统214用于将孔径212成像到期望位置，例如孔径14的共轭位置。瞄准光束202接着从折叠镜222和220反射，所述折叠镜优选地是可调节的以用于对准配准到光束组合器34之后的UF光束6。瞄准光束202然后入射到光束组合器126上，在所述光束组合器处瞄准光束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的光束组合功能的有效操作。备选地，光束组合器126的透射和反射功能可以反转并且配置可以反转。在光束组合器126之后，瞄准光束202以及OCT光束114通过光束组合器34与UF光束6组合。
[0054]用于成像眼睛68上或内的目标组织的装置在图1中示意性地显示为成像系统71。成像系统包括用于产生目标组织的图像的照相机74和照明光源86。成像系统71收集图像，所述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在预定结构内的图案。用于观察的照明光源86通常是宽带的和非相干的。例如，光源86可以包括多个LED，如图所示。观察光源86的波长优选地在700nm至750nm的范围内，但是可以是适合于光束组合器56的任何波长，所述光束组合器组合观察光和用于UF光束6和瞄准光束202的光束路径(光束组合器56反射观察波长，同时透射OCT和UF波长)。光束组合器56可以部分地透射瞄准波长使得瞄准光束202可以是观察照相机74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。由近红外波长生成的假色图像是可接受的。在又一个实施例中，通过使用可见光照明或波长范围和可以增强图像的实际或感觉诊断质量的彩色照相机生成全色图像。使用与UF和瞄准光束
6,202相同的物镜58和接触透镜66朝着眼睛向下引导来自光源86的照明光。从眼睛68中的各种结构反射和散射的光由相同透镜58和66收集并且朝着光束组合器56向回引导。在那里，返回光经由光束组合器和镜82向回引导到观察路径中，并且引导到照相机74。照相机74例如可以是、但不限于适当尺寸规格的任何硅基检测器阵列。视频透镜76在照相机的检测器阵列上形成图像，同时光学元件80和78分别提供偏振控制和波长过滤。孔径或虹膜81提供成像NA的控制并且因此提供焦深和景深的控制。小孔径提供有助于患者对接程序的大景深的优点。备选地，可以切换照明和照相机路径。此外，可以使瞄准光源200发出不直接可见、但是可以使用成像系统71捕获和显示的红外光。
[0055]通常需要粗调配准使得当接触透镜66与角膜接触时，目标结构处于系统的X、Y扫描的捕获范围内。所以当系统接近接触条件(即，患者的眼睛68和接触透镜66之间的接触)时优选地考虑患者运动的对接程序是优选的。观察系统71被配置成使得焦深足够大使得在接触透镜66与眼睛68接触之前可以看到患者的眼睛68和其它突出特征。优选地，运动控制系统70被整合到总控制系统2中，并且可以移动患者、系统2或其元件或两者，从而实现接触透镜66和眼睛68之间的精确和可靠接触。此外，真空抽吸子系统和法兰可以包含到系统2中，并且用于稳定眼睛68。眼睛68经由接触透镜66对准到系统2可以在监测成像系统71的输出的同时实现，并且通过借助于控制电子装置300经由1 302电子地分析由成像系统71产生的图像手动地或自动地执行。力和/或压力传感器反馈也可以用于分辨接触，以及启动真空子系统。
[0056]在图2的备选实施例中显示了备选的光束组合配置。例如，图1中的无源光束组合器34可以用图2中的有源组合器140代替。有源光束组合器34可以是移动或动态控制元件，例如检流扫描镜，如图所示。有源组合器140改变它的角取向以便每次一个地朝着扫描器50并且最终朝着眼睛68引导UF光束6或组合瞄准和OCT光束202、114。有源组合技术的优点在于它避免了使用无源光束组合器组合具有类似波长范围或偏振状态的光束的困难。该能力与具有在时间上同时的光束的能力以及由于有源光束组合器140的位置公差引起的可能较小准确度和精度相权衡。
[0057]在图3中显示了另一个备选实施例，该实施例类似于图1的实施例，但是利用OCT100的替代方法。在图3中，OCT 101与图1中的OCT 100相同，区别在于参考臂106由参考臂132代替。通过在透镜116之后包括光束分裂器130实现该自由空间OCT参考臂132。参考臂132然后继续通过偏振控制元件134并且然后进入参考返回模块136。参考返回模块136包含适当的分散和路径长度调节和补偿元件并且生成用于与样本信号干涉的适当的参考信号。OCT 101的样本臂现在产生于光束分裂器130之后。该自由空间配置的可能优点包括参考和样本臂的单独偏振控制和维护。OCT 101的基于光纤的光束分裂器104也可以由基于光纤的循环器代替。备选地，相比于参考臂136，OCT检测器128和光束分裂器130可以一起移动。
[0058]图4显示了用于组合OCT光束114和UF光束6的另一个备选实施例。在图4中，OCT 156 (其可以包括OCT 100或101的配置)被配置成使得在使用光束组合器152的ζ扫描40之后它的OCT光束154耦合到UF光束6。以该方式，OCT光束154避免使用ζ调节。这允许OCT 156可能更容易地收束成光束并且缩短路径长度以用于更稳定的操作。该OCT配置以优化信号返回强度为代价，如关于图1所述。存在OCT干涉计的配置的许多可能性，包括时域和频域法、单光束和双光束方法、扫频源等，如美国专利Nos.5，748，898 ;5，748，352 ;5，459，570 ;6，111，645 ;和 6，053，613 中所述。
[0059]图5是具有各种指示结构的眼睛的横截面示意图。这些结构的每一个可以用作引导囊中的激光切口的定位的标志。这些候选标志结构包括角膜416的前表面418、角膜的后表面420、虹膜414、晶状体412、晶状体的后部410、晶状体的前部401以及围绕晶状体的囊的前部分408。也可以使用这些结构的特征，例如角膜和晶状体的曲率半径、这些表面的相对位置或虹膜的直径。
[0060]可以直接测量或经由分析确定结构和结构的特征。例如，可以从检测器阵列或视频上的虹膜的图像检测虹膜边界。从该边界和成像系统的适当校准，眼睛尺度中的虹膜直径可以被确定并且用于确定囊的中心位置，如轴线422与囊408的交界所示。
[0061]另一个例子是使用扫描OCT系统100检测角膜的前表面418。然后可以确定该表面的曲率半径。类似地可以找到角膜的后表面420以及晶状体的前表面401和后表面410的曲率半径。选择通过这些曲率半径的中心的最佳拟合轴线422可以被确定并且该轴线用于确定囊切口的位置。备选地并且类似于视频系统，OCT系统也可以检测虹膜边界位置并且计算切口的中心。该系统的目标是能够检测这些标志或标志的适当特征以便作出导致将切口有效地置于囊408中的选定位置的决定。
[0062]图6是简化示意图，显示了对应于系统2的切割激光器4、OCT 100和视频71子系统的光束路径相对于眼睛68的关系。UF光束路径6、OCT光束路径114、视频光束路径81和视频照明光束路径86理想地覆盖在眼睛中的目标切口位置处或者至少目标切口位置处的路径之间的相对空间关系经由校准、模型、测量或某个其它方法而获知。用作系统和晶状体之间的接口的接触透镜66也是已知的。所有四个光束路径接近眼睛内的体积。对于UF光束6，例如经由检流计52、54实现侧向运动。UF光束的焦点的轴向或z运动经由检流机构40实现。由此在眼睛内的整个体积上三维地扫描UF光束的焦点。考虑到大范围的生物学差异该扫描体积允许UF激光接近并且切割囊。类似地对于OCT光束114 ;可以使用检流计52、54和40在整个体积上三维地扫描它的焦点。与图1和2中一样系统2具有在整个体积上扫描OCT光束的焦点以增加信噪比的能力。OCT的焦点也可以轴向固定(S卩，在Z上)，与图4的OCT系统156中一样。在该情况下，OCT在Z上的操作范围的深度大。在任一情况下，OCT可以检测结构，该结构包括在整个体积上的接触透镜、角膜、虹膜、晶状体。
[0063]对于包括视频照明路径86和照相机光路径74的视频或观察子系统71，眼睛内的平面的图像被转到检测器阵列，优选2D检测器阵列。眼睛体积内的特定平面可以在检测器平面对好焦点。该聚焦能力可以是固定的或可调节的。例如包含虹膜的内径的平面可以对好视频焦点。图像处理然后可以用于确定虹膜的边界。使用适当的校准、建模或其它方法，该图像分析可以转化为眼睛内的虹膜的直径和中心位置。可以借助于视频系统的焦深或通过调节视频系统的焦平面类似地确定在眼睛内的整个体积上的其它平面的其它结构。
[0064]图7是眼睛的正面示意图，描绘了虹膜414、虹膜边界404、撕囊切口位置400和虹膜的中心406。图7显示了患者的眼睛68的图像的示意性表示，该图像可以用成像系统71捕获、显示在⑶I 304上并且由控制电子装置300用于图像处理以自动地对准囊401上的切口 400。图8是在如图1中所示的系统2的执行中从GUI显示器捕获的实际图像帧。图8中的眼睛图像在照相机的视野内偏移(S卩，眼睛的图像不居中)使得可以更容易地看到缘407。在图8中，覆盖在视频图像上的缘407A、虹膜边界404A和虹膜的中心406A的分界已经由检测和应用算法由系统生成并且被提供以引导用户。也就是说，在图8中这些分界由系统2生成并且这些分界相对于图像的位置已自动化。经由⑶I呈现的这些分界位置可以由用户经由光标、触摸屏、滑杆或其它用户可访问手段手动地操作，在开始或作为自动寻找的修改。囊中的撕囊切口位置400也可以被确定并且作为分界400A呈现给用户。GUI与用户的相互作用因此可以是双向的:一方面系统将自动结果呈现给用户供查看；另一个方面用户操作或输入信息供系统处理。例如，通过将撕囊的指示位置移动到新位置，用户能够重新定位撕囊切口的期望位置。在又一个实施例中，用户能够通过平移表示虹膜的系统检测位置的符号修改虹膜的指示位置。在又一个实施例中其它切割位置(例如白内障切口、松弛切口和/或分割切口)的图形显示可以指示在屏幕上和/或由用户重新定位以修改预期治疗位置。
[0065]确定如图8中所示的切口位置400A的一种方法的例子是使用OCT系统确定虹膜直径。在体积中扫描OCT光束从OCT信号生成复合OCT图像。在图9中显示了从OCT导出的复合图像的例子。虹膜414出现在横截面图的两侧。一般而言，可以确定虹膜的内径404B并且因此确定虹膜的中心406。OCT可以用于检测并且显示囊401的表面的位置。使用虹膜直径、虹膜的中心和囊表面的位置，可以确定整个撕囊切口的位置。
[0066]在又一个实施例中，通过在已知光照条件下成像眼睛和瞳孔确定撕囊切口的位置。在治疗期间，然后将图像重叠在眼睛的实时图像上，并且然后平移、缩放、旋转和/或扭曲固定图像和/或实时图像以补偿透镜成像系统的失真的差异，使得两个图像大致重叠。然后能够相对于固定图像中的瞳孔定位撕囊和/或任何其它疗法的预期位置。
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