JP2005516641A - 眼内レンズ誘導システム - Google Patents

Abstract

眼内レンズ誘導システム（１０）は、少なくとも眼の前部角膜表面および後部角膜表面の形状および位置を測定するための眼表面測定デバイス（１２）、少なくとも眼の軸方向長さを測定するための長さ測定デバイス（１４）、ならびにＩＯＬ計算器（２４）を備え、これらは、少なくともその選択において、測定された前部角膜表面および後部角膜表面の情報、ならびに眼の軸方向長さを使用して、適切なＩＯＬを正確に選択するように、デバイス（１２および１４）に接続されている。

Description

（発明の分野）
本発明は、特定の患者に適切であり、元の水晶体であるが罹患した水晶体を置き換えるための眼内レンズ（ＩＯＬ）を誘導するためのシステムに関し、そしてより詳細には、患者の眼の角膜表面測定（前部角膜および後部角膜の両方）および角膜の長さの測定（水晶体の厚み、水晶体の位置および軸方向長さ）に基づいて、拡大能およびＩＯＬを規定する他のパラメーターを誘導するためのシステムに関する。

（発明の背景）
全ての人は、十分長く生きている場合、白内障を発症し、この白内障は、正常な水晶体における退行性の白濁であり、視野、従って、生活の質を制限する。通常の処置過程は、白内障の水晶体を外科的に取り除き、これを合成眼内レンズ（ＩＯＬ）で置き換えることである。多くのＩＯＬの種類が存在するが、これらの機能は同じである：すなわち、人により見られる画像を、他の補正形態（眼鏡またはコンタクトレンズ）の助けなく、その網膜上で鮮明な焦点にすること、である。これを行うために、ＩＯＬは、適切ナトリウム視覚的拡大能を有さなければならない。過剰な拡大能は、画像を角膜の前に形成し、一方、不十分な拡大能は、画像を角膜の後ろに形成する。画像の焦点が角膜上で合った場合のみ、画像が鮮明に見え得る。

主に２つの主要なクラスのＩＯＬ（球状ＩＯＬおよび円環状ＩＯＬ）が現在使用されている。円環状ＩＯＬは、乱視を矯正し得、乱視は、拡大能＋経線角の２倍の正弦変位により特徴付けられる光学収差である。「直」乱視を有する人は、下−上（すなわち、垂直）平面で主に整列した最大の拡大能を有し、一方、「倒」乱視を有する人は、鼻−側頭（すなわち、水平）平面で主に整列した最大の拡大能を有する。少数の患者は、２つより多い共通の極値の間に存在する傾斜した整列を有する。

球状ＩＯＬは、単一の拡大能によって特徴付けられ、そして乱視を矯正し得ない。第３のクラスの特製ＩＯＬは、臨床的使用が制限されており、そして特定の眼欠陥（老眼のような）を克服するための珍しい特徴（多集光力のような）を併用する。第４のクラスのカスタマイズされたＩＯＬは、臨床的に使用されないが、より高次の光学収差を潜在的に補正し得る。特製ＩＯＬとカスタマイズされたＩＯＬとの間には、有意な差異がある。後者は、特定の眼状態に完全な視像を提供することを試み、一方、前者は、種々の眼状態に適応する試みにおいて、画像の質を損なう。

多くの要因が、網膜に伝達され、そして網膜上で焦点が合う画像に寄与する。この画像に影響を与える眼の部分としては、角膜、水晶体、眼の中の房水および硝子体液、網膜の形状および角膜を覆う表在性涙液膜が挙げられる。さらに、光学焦点は、内部屈折表面の全ての形状（特に、湾曲）および位置の両方、介在性物質の屈折率、ならびに全体としての眼の軸方向長さにより影響を受ける。

多くの研究員によって、特定の患者に適したＩＯＬ拡大能を計算するための理論式および実験式の両方を提供するための多くの研究が行われている。臨床的に見積もられたＩＯＬ拡大能式としては、ＳＲＫ、ＳＲＫ ＩＩ、ＳＲＫ／Ｔ、Ｈｏｌｌａｄａｙ Ｉ、Ｈｏｌｌａｄａｙ ＩＩ、Ｂｉｎｋｈｏｒｓｔ、Ｏｌｓｅｎ、Ｈｏｆｆｅｒ−Ｃａｌｅｎｂｒａｎｄｅｒ、ＴＭＢ、ＤＫＧおよびＷＰＣの式が挙げられる。Ｒｅｔｚｌａｆｆらは、彼らの著作であるＬｅｎｓ Ｉｍｐｌａｎｔ Ｐｏｗｅｒ Ｃａｌｃｕｌａｔｉｏｎにおいて、多くのレンズ拡大能計算式およびこの拡大能計算に影響する要因について広範に考察している。

上記のＩＯＬ拡大能計算式は、多くの要因（例えば、角膜の曲率、前房の深さ、水平方向の白目から白目の距離による角膜サイズ、前房の深さ、水晶体の厚み、および眼の軸方向の長さ）を考慮する。しかし、これらの式はまた、前部角膜表面の角膜曲率（Ｋ）の測定値のみから角膜拡大能を見積もり、この角膜曲率は、代表的に角膜曲率測定計により測定される単一の数（または、乱視の場合には、２つ）である。実際の後部角膜拡大能を考慮する情報は、これらの式には含まれない。

Ｋがどのように用いられるかの詳細は、式ごとに異なる。例えば、ＳＲＫにおいて、Ｋは、データの回帰分析におけるパラメーターに過ぎない。一方、Ｈｏｌｌａｄａｙは、Ｋから実際の角膜拡大能を見積もることを試みる。これは、後部角膜半径が、Ｋから推定される前部角膜半径よりも正確に１．２ｍｍ小さいと仮定することによって行われる（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｔａｒａｃｔ ａｎｄ Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ Ｓｕｒｇｅｒｙ、第２３巻、１３６０−１３６１頁、１９９７年１１月を参照のこと）。Ｈｏｌｌａｄａｙのアプローチは、後部角膜拡大能が無視されるという点で、より十分であるように見え得るが、それ以上の情報は実際に加えられない。実験的情報が各式を調整するために常に使用されるので、後部角膜拡大能の影響は、自動的にではあるが、正常な集団に平均的な角膜についてのみ含まれる。

後部角膜の実際の拡大能を考慮しない場合、ＩＯＬ偏差における誤差の可能性が生じる。後部角膜が前部角膜のすぐ後ろにある場合（実際のところ、ほとんどの場合に起こる）にのみ、無視許容性である。しかし、後部角膜がその前表面から有意にそれる場合、最終的な外科的結果は、単に予測し得た「予想外の屈折（ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ ｓｕｒｐｒｉｓｅ）」が、測定された後部角膜表面および適切に考慮されたその拡大能を有することである。

拡大能計算に誤差を導入する別の単純化は、局在化した位相速度、界面屈折、ならびに眼測定デバイスで用いられる光学プローブビームおよび音響プローブビームの整列を考慮しない。ヒトにおいて、視野線は、一般的に、眼の光軸に沿って整列せず、しばしば、この光軸から数度ゆがんでいる。光プローブビームおよび音響プローブビームは、傾斜した界面で反射するだけでなく、反対方向で反射する。このことは、より密度の高い材料が、代表的に、光を遅くし、一方、音速を増大するという理由で、生じる。また、Ａスキャン超音波機器は、代表的に、光軸に沿って整列され（最大の反射を与える）、一方、光学機器は、視軸に沿って整列される。

別の誤差誘導単純化は、網膜が平坦かまたは均一な受容体であると近似された場合に生じる。平坦な画像平面は、近軸光学計算と一致するが、拡大した画像（または点拡大関数）をシミュレートするより精巧な分析は、光受容体表面に固有の曲率により影響を受ける。球面収差は、特に影響を受ける。長く狭い形状の光受容体は、それらに、光ファイバーと異ならない角度依存性の受容性を与える。全体として測定する場合、これは、周知のＳｔｉｌｅｓ−Ｃｒａｗｆｏｒｄ効果により定量化される。

現在の技術の主な欠点は、正常ではない角膜を有する眼についてのＩＯＬ拡大能が計算出来ないことである。これらは、角膜疾患ならびに角膜手術および屈折率矯正手術により損なわれる全ての眼を含む。この基本的な問題は、単一の曲率値（または、乱視の場合には、２つ）を非球形表面に割り当てようと試みることから生じる。角膜曲率（現在のＩＯＬ拡大能式における第２の最も重要なパラメーター）は、この割り当てを、前部角膜表面が球形であると仮定して行う。実際に、正常な未処置の角膜は、幅広の楕円形であり、これらの式の経験的構築にその結果が隠される差異である。手術後の角膜は、明確に異なる形状を有し、従って、これらは、以前の経験を混乱させる。このような歪んだ表面誤差は、実際の角膜形状（角膜曲率だけではない）が測定され、かつ適切に考慮される場合にのみ補正され得る。

従って、実際に測定された角膜表面（前部角膜および後部角膜の両方）、ならびにこれらおよび他の重要な眼成分の整列、形状および位置が、患者の眼に最も良くフィットするＩＯＬの誘導において集団的に使用されるシステムの必要性が存在する。

（好ましい実施形態の説明）
図１は、眼内レンズ誘導システム１０を示し、これは、眼表面測定デバイス１２および眼長測定デバイス１４を備え、これら両方は、中心処理−保存デバイス１６に接続されている。プロセッサ１６は、眼モデラー１８、ＩＯＬデータベース２０、光学エバルエーター（ｅｖａｌｕａｔｏｒ）２２、および画像シミュレータ２６をさらに備える。この眼モデラー１８、ＩＯＬデータベース２０および光学エバルエーター２２は、一緒になり得、そしてＩＯＬ計算器２４と称される。

表面測定デバイス１２は、患者の眼の前区内の表面の形状および位置を測定する。最低限、前部角膜表面および後部角膜表面が存在する。デバイス１２は、好ましくは、角膜−前区トポグラフ作製デバイスであり、より好ましくは、Ｂｏｕｓｃｈ ＆ Ｌｏｍｂ，Ｉｎｃ．から市販されているＯｒｂｓｃａｎ ＩＩ機器である。デバイス１２はまた、眼の前区内の表面の形状および位置を測定し得る公知のデバイスの組合せであり得る。

長さ測定デバイス１４は、好ましくは、超音波Ａスキャンデバイスまたは超音波Ｂスキャンデバイスであるが、眼の軸方向長さ、ならびに水晶体の位置および厚さを測定するのに適したデバイス、またはさらには光学測定デバイスの任意の組合せであり得る。

図１に示され、上で記載されるような測定機能の部分は、重要ではない。なぜなら、全ての測定値が、眼モデラー１８により組み合わされるからである。例えば、前房の深さである、角膜から前水晶体表面までの距離は、前区内の表面の位置を測定するデバイス１２から代替的に推定され得る。同様に、角膜の厚さ（これは、後表面を位置付ける）は、角膜の長さを測定するデバイス１４によって、決定され得る。

ＩＯＬ計算器２４は、複数のカスタマイズされた眼モデルを開発し（この各々は、デバイス１２および１４からの測定値、ならびにデータベース２０からのＩＯＬデータに基づく）、次いで、デバイス２２を用いて、各モデルについて光学的に評価することによって、眼に適切な矯正レンズを決定する。

白内障レンズ（この光学的な影響はほとんど知られておらず、時間と共に変化する）は、いずれのカスタマイズされた眼モデルの一部でもない。その代わり、見込みのあるＩＯＬモデルは、その見込みのある移植位置に挿入され、そしてカスタマイズされた眼モデルの一部になる。各カスタマイズされた眼モデルは、特製ＩＯＬモデルが用いられることのみ他のモデルとは異なる。ＩＯＬモデルは、純粋に理論的であり得る。すなわち、このＩＯＬモデルは、現存の製品の正確な数学的標示であり得、その説明は、ＩＯＬデータベース２０により管理される。

眼モデラー１８の主な機能は、測定されたデータと一致する、カスタマイズされたつじつまの合う眼モデルを構成することである。好ましくは全ての利用可能なデータを把握している眼モデラーは、デバイス１２および１４により提供される測定におけるデータの不一致およびいくつかの省略を補償し得る。例えば、当業者が理解するように、一旦、その表面おのびその配向が、眼モデル内で確立されると、このモデルは、音響プローブビームなどの界面屈折を矯正するために使用され得る。この眼モデラーはまた、測定技術（主に、光学的技術および音響的技術）の間の解析における差異を補償する。例えば、超音波により検出される網膜境界は、網膜厚として当該分野で知られている距離だけ、光学的に検出される表面からオフセットされる。

眼モデラーの好ましい実施形態は、全ての光学界面１８（少なくとも前部角膜表面および後部角膜表面、ならびに全てのＩＯＬ表面）の本当の形状、ならびに網膜光受容体表面の形状を捕獲するための合致した数学的スプラインを使用する。

エバルエーター２２は、好ましくは、標準的な技術（近軸光学、レイトレース（ｒａｙｔｒａｃｅ）光学、および／または回折光学）を使用して、各眼モデルを評価し、そして測定基準に基づいて、それらを段階付ける。この測定基準は、光学波面、または点拡大関数（ＰＳＦ）、もしくは光学波面またはＰＳＦから誘導されるある関数、あるいは適切なレンズが選択されたか否かを決定するために使用され得る任意の他の測定基準であり得る。全ての可能な眼モデルを評価する必要はない。異なる眼モデルの順序付け（例えば、ＩＯＬ拡大能による）および測定基準との比較は、局所的補正を用いる反復検索を可能にし、この局所的補正は、しばしば線形時間ではなく対数時間で迅速に完成され得る。エバルエーター２２はまた、好ましい光学評価よりもむしろ形状評価（例えば、角膜表面の有利な曲率）を利用し得る。

光学エバルエーター２２の好ましい実施形態は、波面収差を計算するためのレイトレース光学、およびＰＳＦにより特徴付けられる集束した画像を計算するための回折光学を使用する。この好ましい実施形態は、瞳孔が認識する全ての光線を追跡し、そして光受容体表面に固有の曲率に近い湾曲表面についてのＰＳＦを評価する。この好ましい実施形態は、Ｓｔｉｌｅｓ−Ｃｒａｗｆｏｒｄ効果に従う全ての光線を重み付けする。

光学エバルエーター２２により使用される好ましい測定基準は、これが、網膜に入る実際の画像について最も代表的である場合、任意の光学ＰＳＦに基づく。この好ましい測定基準はまた、網膜の画像の精神的処理を模倣するためのアルゴリズムまたは処理関数を含む。多数報告されている用に、我々の眼は、存在する最良の画像プロセッサ、すなわちヒトの脳に連結した不完全な光学機器である。我々の見る能力の多くは、散乱、光沢および収差、すなわち色などにより被る不完全な画像から関連のシグナルを抽出する脳の能力に基づく。例えば、老眼、すなわち年齢に伴う順応の喪失は、しばしば、ぼやけた画像および鮮明な画像の両方を網膜上に同時に与える多焦点レンズを用いて補正される。この作業は、ぼやけた画像を濾去して、鮮明な画像を見る脳の能力に起因する。同じように、ＰＳＦの好ましい測定基準は、鮮明さのためにぼやけた画像を濾去することにおいて、脳を模倣しなければ成らない。これは、標準的な画像処理アルゴリズムおよび技術を用いて達成され得る。

一旦、ＰＳＦが、選択されたＩＯＬについて計算されると、このＰＳＦは、標準的な技術によってシミュレートされた網膜画像を生成するために使用され得る。この画像により、医師および患者は、手術の前に、移植の推定結果を見て、理解することが可能になる。このような情報は、特製ＩＯＬの選択を試みる場合に特に有利である。なぜなら、このような情報は、患者に、この特製ＩＯＬにより与えられる光学的損傷（ｃｏｍｐｒｏｍｉｓｅ）を見る機会を与えるからである。

ＩＯＬ計算器２４の２つの好ましい実施形態が存在し、これらの各々は、異なる範囲の妥当性を有する。「通常の」実施形態は、疾患および手術により損傷されていない正常な角膜を有する眼についてのみ妥当である。「一般的な」実施形態は、損傷されたかまたはされていない全ての眼について、妥当である。

現在までに記載された詳細は、この一般的な実施形態にあてはまる。明らかに、近軸光学技術は、これらが収差を捕獲し得ないので、一般的な実施形態において不適切である。また、一般的な計算は、瞳孔により受容されるすべての光線を含む。実際に測定される角膜表面は、カスタマイズされた眼モデルにおいて用いられるので、この光学システムにより生成される実際のＰＳＦは、手術後の眼、およびそうでなければ損傷した眼についてでさえも、正確に計算され得る。また、正確なＩＯＬモデル（拡大能だけではなく）はカスタマイズされた眼モデルにおいて用いられるので、この光学システムにより生成される実際のＰＳＦは、４つ全ての種類のＩＯＬ（球状ＩＯＬ、円環状ＩＯＬ、特製ＩＯＬおよびカスタマイズされたＩＯＬ）について正確に計算され得る。

ＩＯＬ計算器のより制限的な、または通常の実施形態は、世界中で数百万件の白内障手術により確証されている、この分野に普及している多数のＩＯＬ拡大能計算式に基づく。臨床的に確立されたＩＯＬ拡大能式としては、ＳＲＫ式、ＳＲＫ ＩＩ式、ＳＲＫ／Ｔ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ Ｉ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ ＩＩ式、Ｂｉｎｋｈｏｒｓｔ式、Ｏｌｓｅｎ式、Ｈｏｆｆｅｒ−Ｃａｌｅｎｂｒａｎｄｅｒ式、ＴＭＢ式、ＤＫＧ式およびＷＰＣ式が挙げられる。本発明の通常の実施形態は、後部角膜表面の実際の測定に基づく情報を用いて、角膜曲率（Ｋ）を補正する。本質的に、角膜曲率測定計により導かれるＫは、患者の測定された後部角膜の拡大能によってカスタマイズされる。これを実施するための多数の方法がある。以下は、後部拡大能補正についてのみ角膜表面測定に依存する特定の例である（前部の情報はなお、角膜曲率測定計で測定されるＫ値に基づく）。

１．角膜曲率測定計を用いてＫ_１を測定する。Ｋ_１は、選択した標準的なＩＯＬ式で使用されている初期値または補正されていない値である。

２．以下の近軸表面拡大能関係を使用して、Ｋ_１から前表面Ａ_１の拡大能を決定する（ｎ_Ｋ＝１．３３７５は、標準的な角膜曲率であり、ｎ_Ｃ＝１．３７６は、角膜の屈折率である）：

３．以下の方法の１つを使用して、角膜表面測定値から前表面Ｐの拡大能を決定する：
３．１ 角膜表面測定から、全瞳孔レイトレース拡大能を、前部角膜Ａおよび全角膜Ｃについて計算する（後者は、前表面および後表面の両方を含む）。次いで、近軸拡大能を引くことによって、等価な後面拡大能Ｐを決定する（ｔは、角膜の厚みである）：

３．２ 後表面測定から、他の数学的表面の球、円錐、楕円に、この後表面形状をパラメーター的にフィットさせる。次いで、表面半径Ｒ_ｐから近軸表面拡大能を決定する（ｎ_Ｑ＝１．３３６は、房水の屈折率である）：

３．３ 後表面測定から、後表面の局所的曲率を計算し、そしてこれを見かけの瞳孔について平均する。次いで、平均した後表面曲率から近軸表面拡大能を決定する：

４．Ａ_１とＰとを近軸方向に合わせて、実際の角膜拡大能Ｃ_２の最良の推定値にする：

５．通常のＫ（Ｃ）関係から、Ｋ_２を決定する。この工程は、実際の角膜拡大能Ｃ_２の最良の推定値を、標準的なＩＯＬ式により使用可能な形態に書き換えるために必要である：
Ｋ_２＝Ｋ（Ｃ_２）。

Ｋ_１の補正した値であるＫ_２を、標準的な式に代入する。正常な眼について、Ｋ_１およびＫ_２は、本質的に同一である。しかし、後表面が、前表面と比較して異常な場合、Ｋ_２は、この差異を補正し、そして予想外の屈折を回避する。

このＣ（Ｋ）の関係およびその逆Ｋ（Ｃ）は、非線形であるが、正常な眼の集団における実際の角膜拡大能と角膜曲率との間の関係を捕獲する単調関数である。このＣ（Ｋ）の関係は、正常な眼の大きな集団についての上記１〜４の工程の後に得られたデータに対する適合（ｆｉｔ）である。これらのデータの例については、Ｔｕｒｎｅｒ，Ｔ．Ｎ．（Ａｐｒｉｌ １９９８）「Ｄｏｅｓ Ｋｅｒａｔｏｍｅｔｒｙ ｒｅａｌｌｙ ｅｓｔｉｍａｔｅ ｃｏｒｎｅａｌ ｐｏｗｅｒ」、スライド１６、Ｏｒｂｓｃａｎ Ｐｒｅｓｅｎｔａｔｉｏｎｓ，Ｏｃｔｏｂｅｒ ２０００版（Ｂａｕｓｃｈ ＆ Ｌｏｍｂから入手可能）を参照のこと。このＣ（Ｋ）の関係は、年齢、性別および局在しる民族であり得ると考えられる。

本発明のより制限的または通常の実施形態は、一般的な実施形態の部分の全て：眼モデラー１８、ＩＯＬデータベース２０、光学エバルエーター２２および画像シミュレータ２６を含む。上記の例において、眼モデルは、角膜しか含まず、そしてＩＯＬデータベースを使用しなかった。しかし、ＰＳＦは、焦点ぼけのみよりも多くの様式で、移植されたＩＯＬにより改変されるので、より正確な解が、この眼モデルにＩＯＬを含めることによって得られ得る。ＩＯＬは、選択された標準的な拡大能式により与えられる補正されていない解に基づいて、外科医によって選択される。次いで、モデルの定義は、ＩＯＬデータベースから戻され、そして眼モデルに組み込まれる。次いで、光学エバルエーターが、最適な焦点面の位置を決定し、この焦点面の位置は、このシステムの拡大能の計算に必要である。これら３要素システムにおいて、後表面拡大能Ｐの抽出は、工程３．１で得られるアルゴリズムよりも複雑であるが、なお近軸操作である。最後に、計算されたＰＳＦを使用して、画像シミュレータは、選択されたＩＯＬを組み込むシミュレートされた網膜画像を、ディスプレイ２８に標示し得る。

拡大能の変換および組合せにおける近軸光学の使用（例えば、上記の工程２、３および４において）は、より制限的または通常の実施形態の状況内でのみ位置合わせされ、これは、現存のＩＯＬ式との間を連結しなければならない。これは、このような式の全ての理論的位置合わせと一致し、この式は、近軸光学に基づき、そして近軸の概念である拡大能の使用と基本的に一致する。

本発明のより制限的な通常の実施形態は、標準的な式により導かれ得る全ての種類のＩＯＬ、すなわち、球状ＩＯＬ、円環状ＩＯＬおよび特製ＩＯＬを誘導し得る。一方、カスタムＩＯＬは、一般的な実施形態を用いるべきである。なぜなら、近軸近似は、より高次の収差の補正を試みる場合には使用すべきではないからである。

好ましい実施形態に対する多くの変更および改変が、本発明の精神および範囲から逸脱することなく、当業者に明らかである。

図１は、本発明に従うシステムを示すブロック図である。

Claims (35)

1. 眼内レンズ誘導システムであって、以下：
   眼の前部角膜表面および後部角膜表面を含む、患者の眼の前区を測定するための、眼表面測定デバイス；
   該眼の軸方向長さ、水晶体の厚みおよび位置、ならびに角膜の厚みを測定するための、眼長測定デバイス；
   該測定された前部角膜表面および後部角膜表面、該測定された水晶体の厚みおよび位置、該測定された軸方向長さ、該角膜の厚み、ならびにＩＯＬモデルに基づいて該眼のモデルを誘導するために、該測定デバイスの各々に接続される、眼モデラー；
   該眼モデラーに使用するために該ＩＯＬモデルの技術的説明を提供するための、ＩＯＬデータベース；
   各々が異なるＩＯＬのモデルを備える、複数の眼モデルを評価するための、光学エバルエーター；ならびに、
   該光学評価の成功を決定するための、測定基準、
   を備える、システム。
2. 前記眼表面測定デバイスが、角膜トポグラフ作製デバイスである、請求項１に記載のシステム。
3. 前記眼表面測定デバイスが、Ｏｒｂｓｃａｎ（登録商標）デバイスである、請求項１に記載のシステム。
4. 前記眼長測定デバイスが、Ａスキャンデバイスである、請求項１に記載のシステム。
5. 前記眼長測定デバイスが、Ｂスキャンデバイスである、請求項１に記載のシステム。
6. 前記光学エバルエーターが、光線追跡ソフトウェアを備える、請求項１に記載のシステム。
7. 選択されたＩＯＬを組み込んでシミュレートした網膜画像を表示するための画像シミュレータをさらに備える、請求項１に記載のシステム。
8. 眼内レンズ評価システムであって、以下：
   眼の前部角膜形状および後部角膜形状を含む患者の前眼房、ならびに該前眼房の深さを測定するための、眼表面測定デバイス；
   該眼の長さおよびレンズの厚みを測定するための、眼長測定デバイス；
   少なくとも該測定された前部角膜形状および後部角膜形状、該前眼房の深さ、ならびに計算による該眼の長さを使用して、該眼に対する眼内レンズ（ＩＯＬ）を計算するために、該眼測定デバイスおよび該眼長測定デバイスの各々に作動可能に接続される、ＩＯＬ計算器；
   該測定された前部角膜形状および後部角膜形状、該前眼房の深さ、該測定された眼の長さ、該レンズの厚み、ならびに該計算されたＩＯＬに基づいて該眼をモデル化するために、該測定デバイスおよび該計算器の各々に作動可能に接続される、眼モデラー；ならびに、
   眼のモデルを評価するための、エバルエーター、
   を備える、システム。
9. 前記眼測定デバイスが、角膜トポグラフ作製デバイスである、請求項８に記載のシステム。
10. 前記眼測定デバイスが、Ｏｒｂｓｃａｎ（登録商標）デバイスである、請求項８に記載のシステム。
11. 前記眼の軸長測定デバイスが、Ａスキャンデバイスである、請求項８に記載のシステム。
12. 前記眼の軸長測定デバイスが、Ｂスキャンデバイスである、請求項８に記載のシステム。
13. 前記エバルエーターが、光線追跡ソフトウェアを備える、請求項８に記載のシステム。
14. 選択されたＩＯＬを組み込んでシミュレートした網膜画像を表示するための画像シミュレータをさらに備える、請求項８に記載のシステム。
15. ＩＯＬ計算器システムであって、以下：
    少なくとも眼の前部角膜形状および後部角膜形状、ならびに前眼房の深さを測定するための、眼表面測定デバイス；ならびに、
    少なくとも該測定された前部角膜形状および後部角膜形状、ならびに計算による該眼の軸方向長さを使用して、該眼に対するＩＯＬを正確に計算するために、該眼測定デバイスに作動可能に接続される、眼内レンズ計算器、
    を備える、システム。
16. 請求項１５に記載のシステムであって、該システムは、矯正レンズ計算器に作動可能に接続される、眼の軸方向長さを測定するための眼の軸長測定デバイスをさらに備え、ここで、該測定された眼の軸方向長さは、前記計算に使用される、システム。
17. 前記眼の測定デバイスが、角膜膜トポグラフ作製デバイスである、請求項１５に記載のシステム。
18. 前記眼の測定デバイスが、Ｏｒｂｓｃａｎ（登録商標）デバイスである、請求項１７に記載のシステム。
19. 請求項１５に記載のシステムであって、既知のＩＯＬ拡大能計算式における角膜曲率測定（ｋ）因子および角膜の曲率半径（ｒ）因子は、測定された前部角膜曲率および後部角膜曲率に基づいて誘導され、矯正レンズ計算器の一部を形成する、システム。
20. 請求項１９に記載のシステムであって、前記既知のＩＯＬ拡大能計算式は、ＳＲＫ式、ＳＲＫＩＩ式、ＳＲＫ／Ｔ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ Ｉ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ ＩＩ式、Ｂｉｎｋｈｏｒｓｔ式、Ｏｌｓｅｎ式、Ｈｏｆｆｅｒ−Ｃａｌｅｎｂｒａｎｄｅｒ式、ＴＭＢ式、ＤＫＧ式、およびＷＰＣ式からなる群より選択される、システム。
21. 選択されたＩＯＬを組み込んでシミュレートした網膜画像を表示するための画像シミュレータをさらに備える、請求項１５に記載のシステム。
22. ＩＯＬ計算器システムであって、以下：
    眼の前部角膜形状および後部角膜形状を含む患者の前眼房、ならびに該前眼房の深さを測定するための、眼表面測定デバイス；
    該眼の軸方向長さを測定するための、眼長測定デバイス；ならびに、
    少なくとも測定された前部角膜形状および後部角膜形状、該前眼房の深さ、ならびに計算による該眼の軸方向長さを使用して、該眼に対する補正レンズを正確に計算するために、該眼測定デバイスおよび該眼長測定デバイスの各々に作動可拡大能に接続される、ＩＯＬ計算器、
    を備える、システム。
23. 前記眼測定デバイスが、角膜トポグラフ作製デバイスである、請求項２２に記載のシステム。
24. 前記角膜トポグラフ作製デバイスが、Ｏｒｂｓｃａｎ（登録商標）デバイスである、請求項２３に記載のシステム。
25. 請求項２２に記載のシステムであって、既知のＩＯＬ拡大能計算式における角膜曲率測定（ｋ）因子および角膜の曲率半径（ｒ）因子は、測定された前部角膜曲率および後部角膜曲率に基づいて誘導され、矯正レンズ計算器の一部を形成する、システム。
26. 請求項２５に記載のシステムであって、前記既知のＩＯＬ拡大能計算式は、ＳＲＫ式、ＳＲＫＩＩ式、ＳＲＫ／Ｔ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ Ｉ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ ＩＩ式、Ｂｉｎｋｈｏｒｓｔ式、Ｏｌｓｅｎ式、Ｈｏｆｆｅｒ−Ｃａｌｅｎｂｒａｎｄｅｒ式、ＴＭＢ式、ＤＫＧ式、およびＷＰＣ式からなる群より選択される、システム。
27. 選択されたＩＯＬを組み込んでシミュレートした網膜画像を表示するための画像シミュレータをさらに備える、請求項２５に記載のシステム。
28. 前記眼の軸長測定デバイスが、Ａスキャンデバイスである、請求項２２に記載のシステム。
29. 前記眼の軸長測定デバイスが、Ｂスキャンデバイスである、請求項２２に記載のシステム。
30. 患者の眼に対するＩＯＬ拡大能を計算する方法であって、該方法は、以下の工程：
    該眼の前部角膜形状および後部角膜形状を含む前眼房、ならびに該前眼房の深さを測定する工程；
    該眼の軸方向長さを測定する工程；ならびに、
    少なくとも該測定された前部角膜形状および後部角膜形状、該前眼房の深さ、ならびに該眼の軸方向長さを使用して、該眼に対するＩＯＬを計算する工程、
    を包含する、方法。
31. 前記前眼房を測定する工程が、角膜トポグラフ作製デバイスを使用する工程を包含する、請求項３０に記載の方法。
32. 前記角膜トポグラフ作製デバイスが、Ｏｒｂｓｃａｎ（登録商標）デバイスである、請求項３１に記載の方法。
33. 請求項３０に記載の方法であって、前記計算する工程は、既知のＩＯＬ拡大能計算式に使用するための、角膜曲率測定（ｋ）因子および角膜の曲率半径（ｒ）因子を誘導する工程をさらに包含し、ここで、該ｋ因子およびｒ因子は、前記測定された前部角膜および後部角膜の曲率に基づく、方法。
34. 請求項３３に記載の方法であって、前記既知のＩＯＬ拡大能計算式は、ＳＲＫ式、ＳＲＫＩＩ式、ＳＲＫ／Ｔ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ Ｉ式、Ｈｏｌｌａｄａｙ ＩＩ式、Ｂｉｎｋｈｏｒｓｔ式、Ｏｌｓｅｎ式、Ｈｏｆｆｅｒ−Ｃａｌｅｎｂｒａｎｄｅｒ式、ＴＭＢ式、ＯＫＧ式、およびＷＰＣ式からなる群より選択される、方法。
35. 選択されたＩＯＬを組み込んでシミュレートした網膜画像を表示するための画像シミュレータをさらに備える、請求項３０に記載の方法。

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