"眼科手術用のシステムであって、a.レーザ光を供給するように構成されたレーザ光源であって、前記レーザ光が、約320ナノメートルと約430ナノメートルの間の波長と、約1ピコ秒と約100ナノ秒の間のパルス幅を有する複数のレーザパルスを含むレーザ光源と、b.前記レーザ光源に動作可能に結合される光学系であって、患者の目内の1またはそれ以上の眼内の対象に一定のパターンでレーザ光を集束して導くように構成されて、前記1またはそれ以上の対象と前記レーザパルスとの間の相互作用が、プラズマまたはそれに付随するキャビテーション事象を形成せずに線吸収で促進される光分解によって特徴付けられる光学系とを備えることを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記波長が約355nmであることを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記パルス幅が約400ピコ秒と約700ピコ秒の間であることを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記パルスが、約0.01マイクロジュールと約500マイクロジュールの間のパルスエネルギーを有することを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記パルスが、約0.5マイクロジュールと約10マイクロジュールの間のパルスエネルギーを有することを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記複数のレーザパルスが、約500ヘルツと約500キロヘルツの間の繰り返し率を有することを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記光学系が、レーザ光を集束させて、前記1またはそれ以上の眼内の対象内で約0.5ミクロンと約10ミクロンの間のビーム径を生じさせるように構成されていることを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記1またはそれ以上の眼内の対象の中の少なくとも一つが、角膜、縁部、強膜、水晶体嚢、水晶体および合成人工水晶体インプラントからなる群から選択されることを特徴とするシステム。請求項8に記載のシステムにおいて、前記パターンが、角膜減張切開術、輪部減張切開術、乱視矯正角膜切開術および嚢切開法からなる群から選択される形態において、眼内の対象に1またはそれ以上の切り込みを形成するように構成されていることを特徴とするシステム。請求項1に記載のシステムにおいて、前記光学系およびレーザ光源は、変更される対象の屈折率が変更されるように、1またはそれ以上の眼内の対象の少なくとも一つを物理的に変更するように構成されていることを特徴とするシステム。本発明は、眼組織に切開を形成するか、あるいはその機械的または光学的特性を変える方法およびシステムに関するものである。例示のための図面に示すように、眼組織に切開を形成するか、あるいはその機械的または光学的特性を変える方法およびシステムが記載されている。様々な実施形態では、その方法およびシステムは、現行水準のケアよりも多くの利点を提供する。特に、水晶体嚢の迅速で正確な開口処理は、320nm乃至430nmのレーザを使用することにより可能とされ、それにより人工水晶体の配置および安定化が容易となる。本明細書に記載の手法により可能とされるその他の治療には、乱視の治療が含まれる。人工水晶体IOLは一般に、乱視の矯正に使用されるが、正確な配置、方向付けおよび安定性が必要とされる。IOLを使用した完全で長期間継続する矯正は困難である。それは、角膜形状をより球状に近付けるために、あるいは少なくとも半径方向の非対称が小さくなるようにするために、更なる外科的介入を伴うことが多い。これは、角膜または輪部減張切開を形成することにより、達成することができる。その他の手術には、LASIK手術のための角膜弁の生成、ドナーとレシピエントの角膜の角膜移植形状のマッチングの生成が含まれる。本発明は、それらの繊細な切開を行うために用いることができる。図1は、一実施形態に係る方法のフローチャートである。第1ステップ101は、少なくとも第1光パルスを有する320nm乃至430nmのレーザシステムから光線を発生させることを伴う。次のステップ102は、光線が眼組織の予め設定された深さで焦点が合うように、光線を光学素子に透過させることを伴う。この方法を実行することにより、水晶体嚢の迅速で正確な開口処理が可能となり、それにより人工水晶体の配置および安定化が容易となる。本発明は、図2Aに示すシステムのような、光学ビームを患者の目20に投影または走査するシステム200によって実施することができる。このシステム200は、制御電子回路210、光源220、減衰器230、ビーム拡大器240、集束レンズ250,260および反射手段270を含む。制御電子回路210は、コンピュータ、マイクロコントローラ等であってもよい。走査は、1またはそれ以上の可動光学素子例えば、レンズ250,260、反射手段270を使用して達成することができ、可動光学素子は、入出力デバイス図示省略を介して、制御電子回路210により制御されるものとすることができる。走査の別の手段を、光路内の電気光学偏光器一軸または二軸によって実現することもできる。動作中、光源220が光学ビーム225を生成する。そして、この光学ビーム225をそらせて当該ビーム225を患者の目20に導くために、反射手段270が傾けられる。集束レンズ250,260は、光学ビーム225を患者の目20に集束させるために使用される。光学ビーム225の位置調整および特性および/またはそれが目20に形成する走査パターンは、ジョイスティックのような入力デバイスまたはその他の適当なユーザ入力デバイスの使用によりさらに制御することができる。本発明は、代替的には、図14に示すシステムのように、患者の目20の距離測定を追加的に行うシステム700によって実行することができる。このシステム700は、制御電子回路210、光源220、減衰器230、ビーム拡大器701、光学可変ビーム減衰器230、別個の集束レンズの組合せ704およびビーム反射走査手段270を含む。光源220の光線225は、集束レンズ260によってその対象位置20に焦点が合わせられる。これは、偏向ユニット270に接続される電子回路210によって制御されることとなる。また、対象構造20の自己蛍光発光725は、二色性ビームスプリッタ703の好ましい手段によりレーザ光225と共有される同様の光路によって分離走査descannedされ、レンズ720によって集束される。開口ピンホール721は、対象構造20のレーザ光225焦点の共役conjugateとして、形成されたビーム725の焦点に配置される。ビーム開口721を介して伝達された自己蛍光発光の強度は、検出されて、制御ユニット210により読み取り可能な電気信号に変換される。また、治療領域の画像は、画像取込装置710上のレンズ711によって撮像される。画像取込装置は、CCDまたはCMOSカメラとすることができる。また、この信号は、制御ユニット210に伝送される。システム700の別の変形例では、サンプル20からのビーム225の後方反射光を共焦点検出するために、検出結合ユニット703,720,721,722が使用される。様々な実施形態の基本機構は、320nm乃至430nmのレーザ光源を使用する。紫外線の光学スペクトルは、3つの主要なスペクトル領域、すなわち、UVA400nm-315nm、UVB315nm-280nm、UVC280nm-100nmに技術的に分割される。UVBおよびUVCの光は、それらの高い単一光子エネルギーに起因する、それらの直接的にDNAを組み換える能力によって、一般に発癌作用と関連している。水は、200nmまで透過的であるが、タンパク質の吸収は、240nm近辺で著しく増加する。このUVCスペクトル領域におけるタンパク質の強い吸収は、角膜組織における主要な吸収でもあるが、最近では、レーザ光線による近視手術LASIKにおいて、角膜組織を正確に除去するために臨床的に使用されている。UVCレーザは、光解離、高エネルギーの光子の吸収により、有機分子内の化学結合を壊して、生物組織を除去するために使用される。そのような一般的な化学結合の一覧を、波長の観点から記載した解離エネルギーとともに以下の表に示す。波長が短くなるほど、化学結合が強くなる。Blum等による米国特許第4,784,135号に記載されているように、生物学的物質の光解離に高エネルギーの光子が必要とされるのが、この表から明らかである。この作用は、数多くの光医療システム、特に、角膜変更のために193nmのエキシマレーザが通常使用される眼科学において基礎となっている。本発明の実施形態は、生物学的組織を変更および/または除去するために、従来は提示も検討もされていない、異なる物理的現象および異なるスペクトル領域UVAから緑色をすべて利用する。一実施形態では、光源220は、第三次高調波、355nmで作動するNd:YAGレーザ光源のような、320nm乃至430nmのレーザ光源である。355nmでの角膜の透過率は約85であり、320nmで大きく低下し始め50の透過率、約2の透過率を有する300nmに至る一方で、水晶体の吸収が~99となる。また、高齢者については、角膜の光散乱は最小であるが、水晶体の光散乱が著しく増加している白内障。光散乱の影響は、波長に敏感である。散乱中心が使用される波長よりも小さい場合、散乱係数がλ-4となる。波長のサイズ内のサイズ範囲を有するより大きな散乱体は、散乱関数を説明するのにMie近似Mieapproximationが非常に適している。350と700nmの間のサイズを有する粒子については、散乱係数がλ-1となる。古い水晶体は、それ自体、420nmよりも短いすべての波長を吸収するとともに、強い散乱体となっている。これは、古い水晶体の前部、特に、水晶体嚢のレーザ切断に、より短い波長を使用できる一方で、そこに最終的に配置される光を効率良く減衰することにより網膜を保護するように作用することを示唆している。数ミリジュールのエネルギーを有するIRスペクトル範囲1064nmのQスイッチ赤外線レーザは、後部白内障混濁を治療するために通常用いられている。それらは、水晶体後嚢の直ぐ後ろに確実なプラズマ形成を提供することにより、それを行う。これらのパルスは、キロバール範囲にピーク圧力を有する数ミリメートルの大きさのキャビテーション気泡を形成する。ミリメートル範囲の大きさを有するキャビテーション気泡の機械的効果は、液体環境で高精度で切断するのを阻害する要因となる。気泡の大きさと、それに応じた機械的副作用切開に低いエッジ品質を与えて、機械的強度を低下させるを低減するために、レーザパルスエネルギーを大幅に減少させる必要がある。しかしながら、そのような相互作用は、水晶体調節の適用に適している。数ミリジュールのエネルギーおよび数ナノ秒のパルス幅を有するQスイッチ緑色レーザは、目の開放隅角緑内障を治療するために通常使用されている。選択的レーザ線維柱帯形成術SLTと呼ばれるこの治療法は、小柱網に自然に存在するメラニン発色団の特定の標的化を利用する。レーザ自体は、対象とする組織領域のほとんどをカバーするために比較的大きい200マイクロメートルのスポットサイズを使用する。また、レーザは、メラニン吸収体の周囲にキャビテーション気泡も生成するが、この作用は、QスイッチIRレーザパルスによる後部白内障治療に使用されるプラズマ形成ではなく、直線加熱によるものである。本発明の一実施形態では、UV波長の使用により、プラズマ形成と、付随するキャビテーション気泡の形成のための閾値が大幅に低下するとともに、幾つかの理由により、キャビテーション事象を形成せずに、線吸収で促進される光分解に必要な閾値エネルギーが減少する。第一に、焦点の直径は、波長に対して直線的に変化し、それは、焦点面内のピーク放射露光を調節する。第二に、より多くのレーザエネルギーが最初に対象構造に吸収されるため、材料自体の線吸収によって、プラズマ形成の閾値をさらに低くすること、あるいは低密度光分解が可能になる。第三に、ナノ秒およびサブナノ秒方式のUVレーザパルスの使用により、線吸収促進光分解および発色団誘導電離が可能になる。また、プラズマ形成が、非常に弱い吸収の条件下においてもキャビテーションを生じることなく材料を変化または変更する低密度光分解の閾値を低下させる場合に、発色団誘導電離は、電離の閾値を著しく低下させる。高フルエンス密度により、最小の線吸収でさえも、効果の閾値を大きく低下させる。高純度水から38ミリモルの生理学的NADH濃度の水に変化させるだけで、プラズマ形成およびキャビテーション気泡の生成の閾値を一桁分低下させることができることが示されているColombelli等、Rev.Sci.Instrum.2004年、第75巻、472-478ページ。また、レーザ光の光学的侵入深さが水晶体の線吸収により制限されるため、線吸収は、局所的な水晶体構造例えば、水晶体嚢の特別な治療も可能にする。これは、特に古い水晶体にも言えることであり、UV青色スペクトル領域におけるその吸収は、若い水晶体と比べて大きく増加する。また、本発明の別の実施形態においては、外因性発色団を適用することにより、対象構造上の線吸収効果を増進させることもできる。そのような有効な発色団の一つがトリパンブルーであり、これは、眼底赤色反射が欠如する場合に、水晶体嚢を染色するために、外科手術で一般に使用される。また、トリパンブルーは、370nmよりも短い波長で線吸収が増加する。線吸収は、水晶体嚢の表面に効果を生じさせるのに必要なエネルギーを低減する。また、この方法は、i角膜内に切り込み切開を形成してその形状を変え、屈折力を変化させること、ii角膜組織の屈折率を変更して、その有効屈折力の変化を生じさせること、iiiフレネルレンズまたはその他の類似物をIOL材料に刻み込むことにより、移植された合成IOLの屈折率を変更して、その有効屈折力の変化を生じさせること、ivi、iiおよびiiiの任意の組合せ、によって、人間の目の全屈折力の変更のためにも使用することができる。本発明のシステムは、パルス状の320nm乃至430nmのレーザを利用して、組織水晶体、水晶体嚢、角膜等のようなおよび合成人工水晶体インプラントを含む目の対象の高精度の物理的変更を行うステップを含む外科的手法を可能にする。これは、キャビテーション気泡の形成を含むか、あるいは含まない2の異なる方式で行うことができる。また、サブキャビテーション方式も、目の対象の屈折率を変更するために使用することができる。本発明で使用される波長は網膜青色光毒性に関連する波長より短いか、またはその範囲にあるが、古い水晶体内の320nm乃至400nmのレーザ光の吸収はさらに網膜損傷の危険性を最小限に抑える。この光は、水晶体ボリュームに吸収されることとなる。また、角膜内皮またはその他の角膜の構造を損傷する危険性も最小限に抑えられる。閾値パルスエネルギーは、Φが閾値放射露光、dが焦点直径とした場合に、Eth=Φd2/4となる。ここで、焦点直径dは、λが波長、Fが最後の集束素子の焦点距離、Dbが最後のレンズのビーム径とした場合に、d=λF/Dbとなる。安定した再現性のある操作のために、パルスエネルギーは、少なくとも2倍、閾値を超えるべきであるが、エネルギーレベルは、角膜内皮への損傷を回避するために、調節することができる。様々な実施形態では、320nm乃至430nmのレーザが、0.01μJと500μJの間のパルスエネルギー、好ましくは0.1μJと10μJの間のパルスエネルギー、500Hz乃至500kHzの繰り返し率、1psと100nsの間のパルス幅、好ましくは400psを与える。10umより小さいレーザスポットサイズ、典型的には3umから0.5umのレーザスポットサイズが使用される。図10には、実際の人間の水晶体に対する、そのようなシステムの結果の一例が示されている。355nmの波長で動作するレーザから0.5kHzのパルス繰り返し率で伝達される4μJ、400psのパルスのビームは、1平方センチメートル当たり約120ギガワットの放射照度を使用して、NA=0.15で集束された。これは、図10に示す人間の水晶体に嚢切開パターンをもたらした。この場合、切り込みを生じさせるために、キャビテーション気泡は形成されなかった。これは、顕微鏡下で視覚的に確認されるとともに、キャビテーション気泡により発せられる音響波を検出するハイドロフォンの使用によっても確認された。レーザ白内障手術においては、唯一の水晶体自体の高精度の切り込みは、嚢切開である。水晶体核の軟化または断片化のために、パターンは、高い空間的閉じ込めを必要としない。このため、この適用のためには、長いパルスが存在しても、高フルエンスおよび/または放射閾値を許容できる。図3は、代替的な実施形態に係る方法のフローチャートを示している。第1ステップ301は、320nm乃至430nmのレーザシステムから光線を発生させることを伴う。次のステップ302は、制御された方法で目組織内で集束された光線を平行移動させて切開を形成することを伴う。一実施形態では、嚢切開の実施により、目組織の前部水晶体嚢に切開が形成される。代替的には、乱視矯正または外科的アクセスの形成のために、角膜に切開が形成される。例えば、外科的アクセスを提供するために、透明角膜白内障器具clearcornealcataractinstrumentationおよび穿刺切開が使用されることがある。制御電子回路210および光源220は、目20の対象構造の表面を対象として、ビーム225が非対象組織に誤って損傷を与えることなく適切な位置に集束されるように、設定することができる。例えば、光干渉断層撮影法OCT、プルキニエ画像化法、シャインプルーフ画像化法、自己蛍光画像化法、共焦点自己蛍光法、共焦点反射画像化法または超音波診断法のような本明細書に記載の画像診断技術および手法は、位置を判定するとともに水晶体および水晶体嚢の厚さを測定して、2Dおよび3Dパターン形成を含むレーザ集束法に対してより高い精度を与えることができる。また、レーザ集束は、照準光の直接観測、OCT、プルキニエ画像化法、シャインプルーフ画像化法、構造化光照射法、超音波診断法、またはその他の既知の眼科または医療画像化診断および/またはそれらの組合せを含む1またはそれ以上の方法を使用して、達成することができる。なお、画像化深度の要求は、眼内の対象の最前部を含むが、必ずしも目全体または前房すらも含まなくてもよい。共焦点反射率測定法は、キャビテーション気泡がレーザパルスの後に形成されたのかどうかを検出して、その後のレーザパルスのエネルギーを調節するか、あるいは組織の屈折率のレーザ誘起変化を監視することができるため、この共焦点反射率測定法を、治療中に伝達されるレーザエネルギーの調節に追加的に使用することができる。このため、レーザエネルギーの3次元アプリケーションは、様々な方法で、レーザ誘起効果によりもたらされるパターンに沿って嚢を横断して適用することができる。例えば、レーザは、有効領域の軸方向長さと同じ幅で、様々な深さにおいて、幾つかの円形またはその他のパターンの走査を連続的にもたらすために使用することができる。このため、組織の焦点ウエストの深さは、各連続走査で逓増または逓減される。レーザパルスは、例えば、集束要素の軸方向走査を使用して、あるいは選択的には同時にまたは連続的に水平パターンを走査しながら集束要素の屈折力を調節して、組織の異なる深さにおいて同じ水平パターンに連続的に適用される。焦点に達する前のレーザ光の気泡、クラックおよび/または組織の断片上での散乱の悪影響は、先ず、組織の最大必要深さ上にパターン/集束を生じさせて、その後に、通過の後期で、より浅い組織空間上に集束させることにより、回避することができる。このボトムアップ処理手法は、対象組織層上の組織における望ましくないビーム減衰を低減するだけでなく、対象組織層の下部の組織の保護を助けるものとなる。焦点の先に伝達されるレーザ放射を、以前の走査により生成された気泡、クラックおよび/または組織の断片上で散乱させることにより、これら欠陥が下部の網膜の保護を助けるものとなる。同様に、水晶体をセグメント化する場合、レーザを、水晶体の最も後部分に集束させて、その後、手術が進むに連れて前部に移動させることもできる。本発明は、治療光源4例えば、短パルス355nmレーザを含む図2Bに示すシステム2のような、患者の目68内に光学ビームを投影またはスキャンするシステムによって実行することができる。このシステムを使用して、ビームを三次元:X、Y、Zで患者の目においてスキャンすることができる。非対象組織への意図しない損傷に対する安全性限界は、繰り返し率およびパルスエネルギーに対する上限を抑制する一方で、閾値エネルギー、手術を完了するのに要する時間および安定性は、繰り返し率およびパルスエネルギーに対する下限を抑制する。レーザ4は、光学ビーム6を生成するために、入出力デバイス302を介して制御電子回路300によって制御される。制御電子回路300は、コンピュータ、マイクロコントローラなどであってもよい。この実施例では、システム全体がコントローラ300によって制御され、データが入力/出力デバイスIO302によって移動される。グラフィカルユーザインターフェースGUI304は、システム動作パラメータを設定し、GUI304へのユーザ入力UI306を処理し、眼構造の画像のような集めた情報を表示するために使用される。生成された治療光学ビームTREATMENTlightbeam6は、半波長板8および直線偏光子10を通過して、患者の目68に向けて進む。所望量の光が半波長板8および直線偏光子10を通過するように、ビームの偏向状態を調節することができる。半波長板および直線偏光子はともに、治療ビーム6のための可変減衰器としての機能を果たす。また、直線偏光子10の向きは、ビーム結合器34に入射する入射偏向状態を決定し、それによりビーム結合器のスループットを最適化する。治療ビームは、シャッタ12、開口14およびピックオフデバイス16を通って進む。システムに制御されるシャッタ12は、手順上および安全上の理由のためにレーザのオン/オフ制御を確保する。開口は、レーザ光の有効外径を設定し、ピックオフは、有効ビームの出力を監視する。ピックオフデバイス16は、部分反射鏡20および検出器18を含む。パルスエネルギー、平均出力または組合せは、検出器18を使用して測定することができる。その情報は、減衰のために半波長板8にフィードバックするために、あるいは、シャッタ12が開放または閉鎖しているかどうかを確認するために、使用することができる。また、シャッタ12は、冗長状態検出を提供するために、位置センサを備えるようにしてもよい。ビームはビーム調整ステージ22を通過し、このビーム調整ステージでは、ビーム径、発散量、真円度および非点収差のようなビームパラメータを変更することができる。この例示的な実施例では、ビーム調整ステージ22が、意図したビーム径およびコリメーションを達成するために、球状光学素子24および26からなる2素子のビーム拡大テレスコープを含む。ここでは示していないが、所望のビームパラメータを達成するために、アナモルフィックまたはその他の光学系を使用することができる。それらビームパラメータの決定に使用される因子には、レーザの出力ビームパラメータ、システムの全体の倍率および治療位置での望ましい開口数NAが含まれる。また、所望位置例えば、後述する二軸走査デバイス50間の中心位置に開口14を映すために、光学系22を使用することができる。このように、開口14を通過させる光量は、走査システムを通過させるために確保される。ピックオフデバイス16は、有効な光の信頼できる測定器である。ビーム6は、調整ステージ22を出た後に、全反射鏡28,30および32で反射する。これらの鏡は、アライメント目的のために調節可能である。その後、ビーム6はビーム結合器34に入射する。ビーム結合器34は、治療ビーム6を反射するとともに、後述するOCT114および照準202ビームをともに伝達する。効率的なビーム結合器の動作のために、入射角は、好ましくは45未満に維持され、ビームの偏向は、可能であれば固定される。治療ビーム6については、直線偏光子10の向きが一定の偏向を与える。ビーム結合器34に続いて、ビーム6は、z調節またはZ走査デバイス40に進み続ける。この例示的な実施例では、z調節が、2のレンズ群42および44各レンズ群は1またはそれ以上のレンズを含むを有するガリレイ望遠鏡を含む。レンズ群42は、望遠鏡のコリメーション位置についてz軸に沿って移動する。このように、患者の目68内のスポットの焦点位置は、図示のように、z軸に沿って移動する。一般に、レンズ42の動きと焦点の動きとの間に一定の直線的関係が存在する。この場合、z調節望遠鏡は、約2倍のビーム拡大比を有するとともに、レンズ42の動きと焦点の動きとの間に1:1の関係を有する。代替的には、レンズ群44は、z調節を作動させて走査するために、z軸に沿って移動させることができる。z調節は、目68内の治療のためのz走査デバイスである。それは、システムによって自動的にかつ動的に制御することができるとともに、後述するX-Y走査デバイスとは独立に、あるいは相互作用するように選択することができる。鏡36および38は、光軸をz調節デバイス40の軸に位置合わせするために使用することができる。ビーム6は、z調節デバイス40を通過した後、鏡46および48によってx-y走査デバイスに導かれる。鏡46および48は、アライメント目的のために調節可能である。X-Y走査は、制御電子回路300の制御下で、2つの鏡52および54を好ましくは使用する走査デバイス50により達成され、それらは、モータ、検流計またはその他の周知の光学移動デバイスを使用して直交方向に回転する。鏡52および54は、後述する対物レンズ58とコンタクトレンズ66の組合せのテレセントリック位置の近傍に配置される。これら鏡52/54を傾けると、ビーム6が屈折し、それにより患者の目68に位置する治療焦点の平面内において横変位が生じる。対物レンズ58は、図示のように、レンズ60,62および64によって表すことができる複合多素子レンズ素子とすることができる。レンズ58の複雑性は、走査範囲サイズ、焦点スポットサイズ、対物レンズ58の近位側および遠位側の双方における有効作動距離、収差制御の量によって決定されることとなる。焦点距離60mmの対物レンズ58は、例えば、7mmの範囲で作動し、直径20mmの入力ビームサイズを有する。代替的には、スキャナ50によるX-Y走査は、1またはそれ以上の可動光学素子例えば、レンズ、格子を使用して達成することができ、それらも、入出力デバイス302を介して、制御電子回路300によって制御することができる。照準および治療走査パターンは、コントローラ300の制御下でスキャナ50により自動的に生成することができる。そのようなパターンは、単一の光点、複数の光点、光の連続パターン、複数の光の連続パターンおよび/またはそれらの任意の組合せから構成することができる。また、照準パターン後述する照準ビーム202を使用は、治療パターン光学ビーム6を使用と同一である必要はないが、患者の安全のために所望の対象領域内のみに治療光が確実に伝達されるように、その境界を少なくとも規定することが望ましい。これは、例えば、照準パターンが意図する治療パターンの輪郭を与えるようにすることによって、行われるものであってもよい。このように、治療パターンの空間的広がりが、個々のスポット自体の正確な位置ではないにしても、ユーザに知られるようになり、よって、速さ、効率および精度について走査を最適化することができる。また、照準パターンは、ユーザへの視認性をさらに向上させるために、点滅として認識されるようにすることができる。選択的なコンタクトレンズ66は、適当な任意の眼科用レンズとすることができるが、目の位置の安定化を補助しながらも、患者の目68に光学ビーム6の焦点をさらに合わせるのを補助するために使用することができる。光学ビーム6の位置調整および特性および/またはビーム6が目68に形成する走査パターンは、ジョイスティックのような入力デバイスまたはその他の適当なユーザ入力デバイス例えば、GUI304の使用によりさらに制御することができ、それにより患者および/または光学系の位置決めを行うことができる。治療レーザ4およびコントローラ300は、目68の対象構造の表面を対象にして、ビーム6が適当な位置に集束されて非対象組織に意図せずに損傷を与えることがないように、設定することができる。例えば、光干渉断層撮影法OCT、プルキニエ画像化法、シャインプルーフ画像化法、構造化光照射法、共焦点後方反射画像化法confocalbackreflectanceimaging、蛍光画像化法、超音波検査法のような本明細書に記載の画像診断技術および手法は、位置を判定するとともに水晶体および水晶体嚢の厚さを測定して、2Dおよび3Dパターン形成を含むレーザ集束法またはその他の既知の眼科または医療画像診断法および/またはそれらの組合せに対してより高い精度を与えるために使用することができる。図2Aの実施形態には、OCTデバイス100が記載されている。目のOCT走査は、前部および後部の水晶体嚢の軸方向の位置、白内障の核の境界、および前房の深さに関する情報を与えることとなる。その後、この情報は制御電子回路300にロードされるとともに、レーザを利用したその後の外科手術をプログラムおよび制御するために使用される。また、この情報は、例えば、特に、水晶体嚢、角膜および合成人工水晶体インプラントの変更に使用される焦点面の軸方向の上限および下限のような、手術に関連する広範囲の様々なパラメータを決定するためにも使用することができる。図2AのOCTデバイス100は、ファイバカプラ104により参照アーム106およびサンプルアーム110に分割される広帯域または掃引光源102を含む。参照アーム106は、モジュール108を含み、このモジュールは、適当な分散と経路長の補償とともに参照反射を含む。OCTデバイス100のサンプルアーム110は、後の治療レーザシステムに対するインターフェースとしての機能を果たす出力コネクタ112を有する。その後、参照アーム106およびサンプルアーム110の双方からの帰還信号は、カプラ104によって検出デバイス128に導かれ、この検出デバイスは、時間領域、周波数領域または単一点検出法のうちの何れか一つを用いる。図2Aでは、920nmの波長および100nmの帯域幅のOCTとともに周波数領域法が使用されている。OCTビーム114は、コネクタ112を出てから、レンズ116を使用してコリメートされる。コリメートされた平行ビーム114のサイズは、レンズ116の焦点距離によって決定される。ビーム114のサイズは、目の焦点で望まれるNAおよび目68に至るビーム列の倍率によって決定付けられる。一般に、OCTビーム114は、焦点面において治療ビーム6と同じ高さのNAを必要とはしないため、OCTビーム114は、ビーム結合器34の位置において治療ビーム6よりも直径が小さくなる。コリメーティングレンズ116に続いて、目におけるOCTビーム114のNAをさらに変更する開口118が設けられている。開口118の直径は、対象組織に入射するOCT光および帰還信号の強度を最適化するために選択される。偏向制御素子120は、能動的または動的なものであってもよいが、例えば、角膜複屈折の個々の違いによって引き起こされる偏向状態の変化を補うために使用される。その後、鏡122および124は、ビーム結合器126および34に向けてOCTビーム114を導くために使用される。鏡122および124は、アライメント目的のためと、特に、ビーム結合器34の後でOCTビーム114を治療ビーム6と重ね合わせるために、調整することができる。同様に、ビーム結合器126は、OCTビーム114を後述する照準ビーム202と結合するために使用される。OCTビーム114は、ビーム結合器34の後で治療ビーム6と結合されると、システムの残りの部分を通って、治療ビーム6と同じ経路を辿る。このように、OCTビーム114は、治療ビーム6の位置を示している。OCTビーム114は、z走査デバイス40およびx-y走査デバイス50、その後に、対物レンズ58、コンタクトレンズ66を通過して、目68に至る。目内の構造の反射および散乱は、帰還ビームを与え、この帰還ビームは、光学系を通って引き返して、コネクタ112に入り、カプラ104を通り、OCT検出器128に至る。これらの帰還反射は、治療ビーム6の焦点位置のX、Y、Zにおける位置について、システムにより解釈されるOCT信号を与える。OCTデバイス100は、その参照アームとサンプルアームの間の光路長の差を測定する原理に基づいて動作する。したがって、光路長は42の移動の関数として変化することはないため、z調節40を介してOCTを通過させても、OCTシステム100のz範囲を広げることはない。OCTシステム100は、検出配置と関連する固有のz範囲を有し、周波数領域検出の場合には、分光計および参照アーム106の位置に特に関連する。図2Aで使用されるOCTシステム100の場合には、z範囲が水環境で約1-2mmである。この範囲を少なくとも4mmに延ばすには、OCTシステム100内の参照アームの経路長の調節を伴う。z調節40のz走査を介してサンプルアームにOCTビーム114を通過させることにより、OCT信号強度の最適化が可能になる。これは、OCTシステム100の参照アーム106内の経路を比例して増加させることにより拡張された光路長を調整しながら、OCTビーム114を対象構造に集束させることにより達成される。浸漬指数immersionindex、屈折、および色収差および単色収差のような影響に起因する治療集束デバイスに関するOCT測定における基本的な違いのため、治療ビーム焦点位置に関するOCT信号の分析には注意を払う必要がある。OCT信号情報を治療焦点位置に適合させるとともに、絶対次元量absolutedimensionalquantityに関連付けるために、X、Y、Zの関数として較正または位置合わせ処理を行うべきである。また、照準ビームの観測は、ユーザが治療レーザを焦点に導くのを補助するために使用することができる。また、赤外線OCTおよび治療ビームの代わりに肉眼で見える照準ビームは、当該照準ビームが赤外線ビームパラメータを正確に示している場合に、アライメントに役立てることができる。照準サブシステム200は、図2Aに示す構成で用いられる。照準ビーム202は、633nmの波長で作動するヘリウムネオンレーザのような照準ビーム光源201によって生成される。代替的には、630-650nmの範囲のレーザダイオードを使用することができる。633nmのヘリウムネオンビームを使用する利点は、その長いコヒーレンス長であり、これにより、例えば、ビーム列の光学的品質を測定するために、不等光路レーザ干渉計LUPIとして、照準経路を使用することが可能になる。なお、治療ビームをナノジュールレベルに減衰して上述したOCTシステムの代わりに使用することができることに留意されたい。このような構成は、画像化および治療のための焦点位置間の最も直接的な相関を与える。それらは同じビームである。この減衰されたプローブビームは、後方反射測定構成において直接的に使用することができ、あるいは蛍光発光検出配置において間接的に使用することもできる。組織構造内で後方散乱および蛍光発光の双方の増加が見られるため、両アプローチはともに利点を有する。また、それらは、眼球内の対象の妥当なマップを識別しながらも、患者の露出を制限すべく、まばらなパターンを伝えるために使用することもできる。さらに、角膜および水晶体嚢の切開と比較して、水晶体調整のための要求精度および介在物寸法は非常に緩和されるため、本発明は、後部混濁の治療にQスイッチNd:YAGレーザからのミリジュールのパルスを使用することの検討において述べたように、上述した水晶体治療システムへの短パルスIRレーザ光源の追加を考慮している。そのようなパルスエネルギーは、より大きな介在物をもたらし、それは、嚢および角膜切開に適しておらず、白内障水晶体のロバスト分離を与える可能性がある。NIR波長は、短波長とは対照的に、水晶体によって強く吸収または散乱されることはない。この第2治療光源は、そのビームを、別のビームスプリッタによって、第1治療ビームのそれと結合させることができる。これは、波長の大きな違いにより、非常に簡単なデザインとすることができる。しかしながら、図2Bに関して上述したように、その同じスペクトル差は、画像および/または測距モダリティに対する異なる位置合わせを必要とする。図4は、目20の前房の軸方向断面のOCT測定のために水晶体を横断して適用される線パターンの一例である。目20の前房のOCT画像化は、切断用のパターンをもたらすために使用される同じレーザおよび/または同じスキャナを使用して、水晶体を横断する単純な線形走査に沿って行うことができる。この走査は、前部および後部の水晶体嚢の軸方向の位置、白内障核の境界、および前房の深さに関する情報を提供することとなる。その後、この情報はレーザ走査システムにロードされるとともに、その後のレーザを用いた外科的手術をプログラムおよび制御するために使用される。この情報は、例えば、水晶体嚢を切断するための焦点面の軸方向の上限および下限、水晶体皮質および核のセグメンテーション、水晶体嚢の厚さのような、手術に関連する幅広い様々なパラメータを決定するために使用することができる。図5乃至図9は、本発明の一実施形態の異なる態様を示し、これは、上述したシステム200を使用して実行することができる。図5に示すように、嚢切開400これは、システム200を使用して形成することができるは、乱視矯正人工水晶体IOLのために調節される。そのような乱視矯正IOLは、目20の嚢402内の正確な位置に配置するだけでなく、正確な回転/計時角度clockingangleに向ける必要もある。すなわち、それらは、球状のIOLとは異なり、固有の回転非対称性を有している。この例で示される切開400は楕円形であるが、その他の形状も有用である。切開400は、連続的に形成するようにしてもよく、あるいは患者の目20の水晶体嚢器官の構造的完全性を主に維持するために区分されるものであってもよい。そのような不完全な切開400は、ミシン目の入った切開であると考えることができるとともに、嚢切開を誤って広げる可能性を最小化するために、徐々に取り除くように形成することができる。どちらにしても、切開400は閉鎖性の切開であり、それは、この開示においては、同じ位置で開始および終了し、ある量の組織を内部に取り囲むことを意味している。閉鎖性切開の最も単純な例は、円形の切開であり、その場合においては、丸い組織片が切開により取り囲まれる。そのため、閉鎖性の治療パターンすなわち、閉鎖性切開を形成するためのシステム200によってもたらされるパターンは、結果として、同じ位置で開始および終了してそれにより囲まれる空間を規定するものとなる。閉鎖性切開400の重要な特徴の一つは、その内部に配置されることとなるIOLを方向付ける位置決め機能部registrationfeatureを含むことである。例示された楕円形の切開400においては、その楕円形状が位置決め機能部であり、手動CCCの望ましい円形の結果とは異なり、その固有の回転非対称性によって、IOLの正確な配置が可能となっている。切開400の楕円長軸404および短軸406が示されている。長軸404と短軸406は等しくはない。切開400は、この例では、虹彩の平面内に配置されて、その長軸404が水平に沿って位置するものとなっているが、患者の目20に対して任意の回転角度で形成することができる。切開400は、IOL上の1またはそれ以上の相補的な位置決め機能部と結合するように意図される。システム200は、切開される嚢402の面を正確に規定するために使用することができる。これは、対象とする嚢402自体の近傍にレーザパルスを名目的に分離する機能を果たし、それにより必要とされるエネルギーおよび処置時間を最小化するとともに、患者の安全性および全体的効率を比例して増加させることができる。図6に示すように、IOL408は、光を集束するために使用される光学部410と、IOL408を配置するために使用される触覚部haptic416とを含む。光学部410は、その光学軸まわりに回転非対称の水晶体であり、これは、楕円に形成された外周側壁またはエッジ412、楕円に形成された切開400と結合する相補的位置決め機能部を含む。この例では、楕円に形成されたエッジ412が長軸418および短軸420を含む。長軸418と短軸420は等しくはない。さらに、IOL408は、面414を含み、これは、触覚要素416を保持するとともに、患者の目20の嚢402内において適当な向きおよび位置で嚢402が人工水晶体408の光学部410を固定するための静止位置を提供する。面414は楕円として示されているが、そうである必要はない。接触部416は、安定性を与え、嚢402の前部に向けて保持力を与えることにより、切開400内に人工水晶体408のエッジ412を固定する機能を果たすことができる。触覚部416は任意の向きで配置することができる。人工水晶体408の光学部410の円柱矯正cylindricalcorrectionの方向付けは、その長軸418または短軸420の何れかと一致するように、行うことができる。このように、人工水晶体のIOL408および光学部410は、標準的な方法で製造することができ、切開400の回転位置および光学部410の球状および円柱状の光強度は、患者の目20の個々の光学的処方に適合するように変化するものとすることができる。図7は、嚢402内に取り付けられた人工水晶体408の適切で迅速な配置処理を示しており、対になる位置決め機能エッジ412および切開400が係合して、面414の上に載った状態となっている。長軸404と長軸418は等しい長さではない。短軸406と短軸420も同じ長さではない。これは、嚢402が嚢切開の少し後に接触することに適応させるために行われる。それら軸の長さの差異は、嚢402が収縮することを可能にしながらも、切開400を介して人工水晶体408を嚢402内に良好に配置することを可能にすることを意図している。これらの差異は、妥当な収縮を可能にするために制限すべきであるが、人工水晶体408の大きな回転を可能にするほど大きくすべきではない。それら長さの差異の典型的な値は、例えば、100μmから500μmの範囲である。図8は、図6および図7と同じ人工水晶体408の側面図を示している。この概略図では、エッジ412が、人工水晶体408の面424と同じ光学部410の側に示されている。人工水晶体408の面422は、エッジ412と切開400間の嵌め合いの完全性を維持する機能を果たす。エッジ412は、図6および図7と別の図面において、表面422の突起として見られる。光学部410の光軸411が示されている。触覚部416は、この図面において視線に沿って横たわっている。図9は、図8の水晶体構成の側面図であるが、90度回転されて、表示面426が両方向に湾曲していないすなわち、円柱レンズに形成されていることを示している。この光学部410の円柱または円環状光学系は、患者の乱視に対して円柱矯正を提供する。触覚部416は、この図面において視線に対して垂直に横たわっている。図15に示すように、本システムは、図16に示すようにキャビテーション気泡を生じることなく、例えば、角膜組織の構造を変えるために使用することもできる。これらの角膜組織の変更は、図18に示すように、角膜504自体の屈折率分布を成形するために使用することができる。多数の小さな局所的な変更822を角膜内に引き起こすことができ、それは、角膜組織の機械的強度だけでなく、屈折率自体を変えることにより、屈折分布も変更することとなる。このため、屈折率の変更だけでなく、角膜トポグラフィの変更にも使用することができる。これは、集束ユニット260を介して焦点シフトユニット704およびビーム偏向ユニット270を利用して、レーザ効果の横の間隔をしっかり制御することにより達成される。例示の目的で図面に示すように、目に物理的な変更構造的変化または切開を行う方法およびシステムを説明してきた。様々な実施形態では、その方法およびシステムが、現行水準のケアよりも多くの利点を与えることができる。具体的には、水晶体嚢における迅速で正確な開口処理は、320nm乃至430nmのレーザを使用することにより実現され、それにより人工水晶体の配置および安定化が容易となる。しかしながら、角膜組織の屈折力の変更も、屈折率を局所的に変更して角膜トポグラフィを再形成することにより実現される。"