JP2014512240A - 緑内障の管理及び治療における、又は、緑内障の管理及び治療に関する改良 - Google Patents

Abstract

本明細書には、眼圧（ＩＯＰ）センサと緑内障排液デバイスとを備える緑内障の治療及びモニタリングのためのデバイス（４００）が記載される。デバイス（４００）は、ＩＯＰセンサ（４１０）と、排液路を形成する多孔質生体適合性材料（４３０）内部に取り付けられた誘導アンテナ（４２０）とを備える。ＩＯＰセンサ（４１０）は、デバイス（４００）のフットプレート部（４５０）に取り付けられて、眼の前眼房内に取り付けることができる。フットプレート部（４５０）は、渦巻き状アンテナ（４２０）を収容するボディ部（４４０）に、フットプレート部（４５０）を前眼房内の適切な位置に位置付けるネック部（４６０）によって接続されている。その大きさのために、ＩＯＰセンサ（４１０）を収容するフットプレート部（４５０）を、渦巻き状アンテナ（４２０）を収容するボディ部（４４０）を前眼房の外側の強膜下空間に位置付けて房水を分散させるようにしながら、前眼房内に迅速に挿入することができる。読み取り値は、アンテナ（４２０）と外部検出器デバイスとの間の誘導結合リンクによって、デバイス（４００）から得ることができる。

Description

本発明は、緑内障の管理及び治療における、又は、緑内障の管理及び治療に関する改良に関し、より詳しくは、眼圧センサ及び緑内障排液デバイスの両方を統合した緑内障デバイスに関する。

哺乳類の眼は、角膜と虹彩及び水晶体との間に位置する前眼房を含む。この前眼房には、房水として知られる流体が充填されている。複数の微細な流路を含む繊維柱帯が、虹彩と角膜との間の隅角に位置している。正常な人間の目では、房水は、虹彩の裏にある毛様体によって、一定の速度、典型的には毎秒約２．７マイクロリットル（μｌ／ｍｉｎ）で生成される。この房水は、水晶体及び虹彩を流通し、その後、繊維柱帯から流出して、循環系へ戻る。

正常な目においてこの流れを維持している眼圧（ＩＯＰ）は、傾向として１０ｍｍＨｇ〜２０ｍｍＨｇの範囲内にある。しかしながら、心周期や瞬目、日周性及び他の原因に関連して、そのＩＯＰが大幅に変化することがある。これにより、低頻度の測定ではＩＯＰの代表値を得るのが難しくなる。虹彩と角膜との間の隅角が開き続ける最も有症率の高い慢性型の緑内障では、繊維柱帯の流体の流出路が閉塞され、これにより、眼の内部に過剰な流体が蓄積し、その結果、ＩＯＰが、約１８ｍｍＨｇを常に超える値まで増加する。場合によって、ＩＯＰは、５０ｍｍＨｇ以上もの高さとなる。そのうちこの圧力増加が、視神経に不可逆的損傷を与え、視力喪失に繋がる。

緑内障は、世界的に失明の主要な原因であり、６千万人を超える人が冒されている。緑内障は、高血圧や糖尿病、ステロイドの使用、人種起源を含む多くの条件と関連付けられている。緑内障に対しては、現在様々な治療が利用可能であり、薬物療法やレーザー線維柱帯形成術、線維柱帯切開術及び線維柱帯切除術、並びに眼内排液インプラント等がある。

薬物は、多くの場合、点眼液の形態で投与され、流体の流入、即ち房水の形成を制御したり、繊維柱帯を開いたりする。不規則な投薬量や副作用、不十分な患者コンプライアンスが共通の課題である。

緑内障の治療のための薬物使用に代わる方法として、繊維柱帯の閉鎖部の周り又は内部にシャント流路又は排液路（ドレーン）を外科的に形成する方法が、過剰な流体、ひいては蓄積したＩＯＰを放出する手段として採用されている。線維柱帯形成術では、レーザーを使用して、眼の繊維柱帯に小さな開口を形成することで、房水が繊維柱帯を通過して眼の前眼房内の眼圧を低下させることができるようにする。この治療方法は、主に解放隅角緑内障に対して用いられる。

外科的手法には、線維柱帯切開術及び線維柱帯切除術がある。線維柱帯切開術は、小さい器具を使用して繊維柱帯に開口を形成することによって、流体が前眼房から流れるようにする外科的手法である。線維柱帯切除術は、繊維柱帯の一部を切除するもので、緑内障の外科的手法としては最も一般的なものである。これらの方法によって、流体を結膜下に集めて眼に再吸収させることができるようになる。

インプラントデバイスは、他の治療方法が無効となった場合に最も良く使用されるが、最近では、単独で又は薬物治療と組み合わせて、第１の選択肢として提案されるようになった。これらのインプラントは、眼に挿入されて、房水を前眼房から排液路を介して吸引できるようにする排液デバイスを備える。最も一般的に使用されているインプラント、例えば、モルテノインプラントやバルベルトシャントにおいて、排液路は、前眼房と、結膜の裏の強膜上（ｓｕｐｒａ−ｓｃｌｅｒａｌｌｙ）に通常位置付けられる流体分散プレートとの間に載置されたチューブを用いて形成される。プレートから分散した流体は、液溜まり（「水疱」）を形成し、それが眼の外側の層に徐々に再吸収される。

しかしながら、このようなデバイスの排液プレートは大きくて硬い場合が多く、周囲の組織と線維性反応を起こし、それが効果を進行的に低下させうる。例えば、プレートは４２５ｍｍ^２もの大きさの面積を有し、眼の表面積の２５％近くを覆ってしまうものがある。分散プレートは、眼の外層の大まかな形状に合うように湾曲させることができるが、これでは、個々の患者の眼の実際の形状に近付けることしかできない。強膜の形状に対するプレートの不一致が、慢性的な微小外傷の問題を起こしうる。最近の排液デバイスはサイズが小さくなってきてはいるが、それでもなお硬いため、挿入中やその後の使用時において外傷を起こす可能性がある。

これらの欠点の一部を克服する目的で、特許文献１には、眼の眼圧（ＩＯＰ）を低下させる、線維性反応を低減した柔軟でコンパクトなインプラントが記載されている。このインプラントは、多孔質セルロース膜を備え、眼の前眼房内に延在させ、角膜縁の開口を介して強膜弁の下にある排液領域まで延在させ、そして好ましくは、強膜と脈略膜との間に位置付けられる。埋設後、流体は、排液領域から脈略膜血管床（ｃｈｏｒｏｉｄａｌ ｖａｓｃｕｌａｒ ｂｅｄ）へと吸収され、房水を前眼房から排出できるようになる。このような、排液又はウィッキング機能（ｗｉｃｋ ｆｕｎｃｔｉｏｎ）を提供する柔軟なデバイスは、セトンと称されることが多い。

緑内障の検出やモニタリングにおいて、毎年等の間隔で行なわれる定期的な眼科検査には、一般的に、ＩＯＰの測定が含まれる。しかしながら、このように頻度の低い測定では、適時的に圧力の上昇を検出できない場合がある。さらに、一度の測定では、日々の損傷の変化の可能性を示すことができない。使用される確立された「ゴールドスタンダード」な眼圧測定機器は、医療技能が要求され、不定期な使用にのみ適している。

より頻繁にＩＯＰを測定するための幾つかのデバイスが開示されている。特にそのうちのあるものは、眼の内部に外科的に埋設される圧力センサを使用する。この圧力センサは、インプラントと交信を行なってＩＯＰの読み取り値を得る外部の無線、磁気的、光学的又は他の手段と組み合わせられる。

通常は、電池の化学物質が眼の内部に入るのを避けるために、受動的センサつまり内部動力源を必要としないセンサが配置される。そして、読み取りが行なわれる際には、上記交信方法によって、エネルギーが外部から印加される形態で提供され、インプラントを作動させる。この技術は、無線自動識別（ＲＦＩＤ）の分野においてよく理解されているものと類似していることが多い。

しかしながら、このようなセンサは、特にそれを埋設するために手術が必要であるという共通の制約がある。多くの場合、外科手技を行なうための医療的リスク対効果を正当化できない場合がある。従って、他の眼科デバイス（最も一般的には眼内レンズ（ＩＯＬ））と組み合わせられるＩＯＰセンサは、追加的な手術の必要性を回避できるように利用される。

多くの既知のＩＯＰセンサは、眼の寸法を考慮すると比較的大きく、正確なセンサ・読み取り機能を得るために必然的に硬くなる。そのため光路の遮断や外傷の危険性がある。ＩＯＰセンサは、特許文献２、特許文献３、特許文献４、特許文献５、及び特許文献６に記載されている。

特許文献２には、不透過性高分子材料の保護層間に挟持されたインダクタ‐コンデンサ配置構成を備える無線圧力センサが開示されている。第１基板の部分が、第１コンデンサプレートを有する空洞を形成するように構成され、インダクタも第１基板上に形成される。第２コンデンサプレートがその上に形成された第２基板が、第１基板に取り付けられて、第１基板に形成された空洞を封止する。第２基板は第１基板に対して相対移動可能である。圧力変化は、対応する静電容量の変動によるその組み合わせの共振周波数の変化によって検出される。安定した値を維持するためにインダクタ素子が必然的に硬く保持されるため、個々の患者の解剖学的形態に適合させることができない。

特許文献３には、インダクタ‐コンデンサ構成が搭載された微細加工チップが記載されている。そのコンデンサは、製造時に予め位置決めされた上側プレート及び下側プレートを備える。眼内の流体圧力の変化によってプレートが変形し、それにより、特許文献２の場合と同様に共振周波数の変化として検出可能な静電容量が変化する。

特許文献４には、受動的眼圧センサが記載されている。この受動的眼圧センサは、該センサが眼に埋設された患者に装着されるモニタリングレコーダーとともに動作する。電磁結合によって、センサとモニタリングデバイスとのリンクが確立される。

特許文献５には、コンデンサ及び参照チャンバを使用して眼内部の圧力比較を行なう眼圧センサが記載されている。参照チャンバは、検知された圧力と比較されて眼内部の圧力を示す出力を提供する所定の許容圧力を有する。

特許文献６には、圧力変化を検知するためのピエゾ抵抗素子を使用する微小電気機械システム（ＭＥＭＳ）デバイスが記載されている。

眼圧センサは、非特許文献１にも記載されている。非特許文献１には、圧力下で共振周波数が変化する電気ＬＣ回路を備える埋設された無線圧力センサを使用する無線受動的検知が記載されている。このセンサは、埋設時に折り曲げられ埋設後には拡張して固定形状を取ることができる折り曲げ可能なコイル基板を含む。埋設されたセンサと外部デバイスとの無線リンクには誘導結合が用いられる。

緑内障が、排液デバイスが医療的に必要になったことが示されるステージに進行した時の、連続ＩＯＰモニタリングの必要性及び有益性は明らかである。従って、緑内障排液デバイスの挿入を圧力センサと組み合わせることが有利である。これは、両方のデバイスを挿入するのに必要な外科手技が一度で済み、容易にモニタリングすることが可能な緑内障管理システムを提供できる。

このような組み合わせは、特許文献７に記載されている。特許文献７において、ＩＯＰセンサは、排液デバイスと同時に埋設される。しかしながら、このセンサは、排液デバイスと一体ではなく、挿入後、別々に眼の内部に取り付ける必要があり、煩雑さが２回の別の施術を行なう場合に匹敵する。

非特許文献２には、モルテノ緑内障排液デバイスの外部プレートに取り付けられるＩＯＰセンサインプラントが記載されている。このＩＯＰセンサは、ＭＥＭＳ静電容量圧力センサとフレキシブルな生体適合性ポリイミドプリント回路基板（ＰＣＢ）に印刷された平坦なインダクタとからなり、並列共振回路を構成する。その回路周波数は圧力に応じて変化し、外部から検出可能である。センサインプラントは、生体材料であるポリジメチルシロキサン（ＰＤＭＳ、一般にシリコーンゴムと称される）に封入されて、水性環境に対して保護される。ＩＯＰセンサは、プレートに支持されて、前眼房からチューブを介してプレートに流入する流体の圧力下で予測可能に変形する概ね固定された形状を維持している。このようなインプラントの欠点としては、排液プレートの厚さが加わることにより、水疱形成から起こる膨れの影響が酷くなることと、その測定が、前眼房内の圧力を直接測定するのではなく、排液プレート内の圧力を測定するものであることがある。

ＩＯＰセンサ及び排液デバイスは上述のように知られているものの、これらの装置は別体であり、それらの異なる機能のために眼内の異なる位置に位置付けられる傾向にある。

米国特許第６１０２０４５号明細書 米国特許第７６７７１０７号明細書 米国特許第６９３９２９９号明細書 米国特許第６５７９２３５号明細書 米国特許出願公開第２００９／０２９９２１６号明細書 米国特許出願公開第２００９／００６９６４８号明細書 米国特許第７６７８０６５号明細書

Ｐｏ−Ｊｕｉ Ｃｈｅｎ，Ｓａｌｏｏｍｅｈ Ｓａａｔｉ，Ｒｏｈｉｔ Ｖａｒｍａ，Ｍａｒｋ Ｓ．Ｈｕｍａｙｕｎ，Ｙｕ−Ｃｈｏｎｇ Ｔａｉ，「Ｗｉｒｅｌｅｓｓ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｓｅｎｓｉｎｇ Ｕｓｉｎｇ Ｍｉｃｒｏｆａｂｒｉｃａｔｅｄ Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ Ｉｎｖａｓｉｖｅ Ｆｌｅｘｉｂｌｅ−Ｃｏｉｌｅｄ ＬＣ Ｓｅｎｓｏｒ Ｉｍｐｌａｎｔ」，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ Ｓｙｓｔｅｍｓ，第１９巻，４号，２０１０年８月 Ｋａｋａｄａｙ Ｔ，Ｐｌｕｎｋｅｔｔ Ｍ，Ｍｃｌｎｎｅｓｓ Ｓ，Ｌｉ ＪＳ，Ｖｏｅｌｋｅｒ ＮＨ，Ｃｒａｉｇ ＪＥ，「Ｄｅｓｉｇｎ ｏｆ ａ Ｗｉｒｅｌｅｓｓ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ ｆｏｒ ａ Ｇｌａｕｃｏｍａ Ｄｒａｉｎａｇｅ Ｉｍｐｌａｎｔ」，ＰｒｏｃＩＣＥＭＢ ２３，１９８〜２０１頁，２００９

従って、本発明の目的は、埋設のために必要な外科手技が一度で済み、眼の解剖学的形態に適合できるとともに、眼内の圧力測定及び排液の両方に適した位置に位置付けられる一体型眼圧センサ・緑内障排液デバイスを提供することである。

本発明の第１態様によれば、眼圧センサ素子と、アンテナ素子と、房水排液素子とを備える一体型眼内デバイスにおいて、前記排液素子が、前記眼圧センサ素子及び前記アンテナ素子を封入する多孔質生体適合性材料を備えることを特徴とする一体型眼内デバイスが提供される。

好ましくは、前記排液素子は、前記アンテナ素子を収容するボディ部と、前記眼圧センサ素子を収容するフットプレート部とを備える。前記ボディ部と前記フットプレート部とは、手術中前記排液素子を位置付ける輪部切開から載置されるより小さいセクションであるネック部によって互いに接続されている。

一実施例において、前記ボディ部は、略円形状であり、前記アンテナ素子が、前記円形状のボディ部内部に位置付けられた円形状の渦巻き部を備える。他の実施例において、前記ボディ部は、略矩形状であり、前記アンテナ素子が、前記矩形状のボディ部内部に位置付けられた矩形状の渦巻き部を備える。それぞれの場合において、前記アンテナ素子は、前記ボディ部の周縁の周りに実質的に配置されてもよい。

前記アンテナ素子と前記眼圧センサ素子とは、好ましくは、前記ボディ部と前記フットプレート部との間を通過するリード線によって接続されている。前記眼圧センサ素子、前記アンテナ素子、前記リード線、及び前記多孔質生体適合性材料の間に少なくとも１つの保護層を位置付け、前記多孔質生体適合性材料が各保護層を包含するようにしてもよい。

好ましくは、前記眼圧センサ素子、前記アンテナ素子、及び前記リード線の周りに単一の保護層が形成され、前記単一の保護層が、前記多孔質生体適合性材料から房水の圧力を測定できるようにする開口を前記眼圧センサ素子の近傍に有する。

前記多孔質生体適合性材料は、天然高分子又は合成高分子からなるものとでき、本発明の好適な実施例において、合成高分子はシリコーンゴムからなる。

前記多孔質生体適合性材料の平均厚さは、１００μｍ〜１０００μｍ、好ましくは１００μｍ〜５００μｍ、より好ましくは２００μｍ〜５００μｍである。

前記多孔質生体適合性材料は、２０μｍ〜９０μｍ、好ましくは２５μｍ〜７０μｍ、より好ましくは２５μｍ〜３０μｍの平均細孔直径を有する略球形の開細孔を備える。本発明の一体型眼内デバイスにおいて、好ましい範囲は約２５μｍ〜３０μｍである。

前記略球形の開細孔は、前記平均細孔直径の１５％〜４０％の細孔相互接続路を有する。ほとんどの場合、各細孔とその隣接する細孔との間には４〜７個の接続路がある。

一実施例において、前記多孔質生体適合性材料は、「山と谷」形状トポグラフィを有する凹凸の外表面を備える。前記凹凸の外表面の表面変化が、前記多孔質生体適合性材料の前記平均厚さに対して１００μｍ〜３００μｍとすることができる。デバイスを眼内に埋設した時に眼の組織と接触する「山と谷」形状トポグラフィを有することによって、インプラントデバイスへの線維性反応をさらに軽減することができる。

前記多孔質生体適合性材料は、１μｌ／分の流量に対して、圧力低下が１ｍｍＨｇ未満の抵抗値で房水流を排液させる。

前記アンテナ素子が誘導アンテナ素子を備えると好ましい。アンテナ素子は可撓性を有し、これによって、デバイスを、埋設後、眼の外形に迅速に適合させることができ、それにより外傷を最小限に抑えることができる。

好ましくは、アンテナ素子及び眼圧センサ素子の両方が受動的である。

本発明の一体型眼内デバイスは、眼圧センサ処理システムをさらに備え、前記眼圧センサ自体が該システムの一部を形成する。前記眼圧センサ処理システムは、前記アンテナ素子により受信された信号をデコードするためのデコーダと、これらの受信信号から電力信号を得るための検出器とを備える。処理システムは、電力を運用するためのエネルギー貯蔵モジュールをさらに備える。また該システムは、前記アンテナ素子により送信される圧力読み取り信号をエンコードするためのエンコーダをさらに備える。

本発明の他の態様によれば、体外の交信・処理システムと、上述の埋設される一体型眼内デバイスであって、前記交信・処理システムと無線通信するように配置された眼内デバイスとを備える眼圧モニタリングシステムが提供される。

好ましくは、前記交信・処理システムは、作動信号を前記一体型眼内デバイスに送信するとともに作動時に前記一体型眼内デバイスにより得られた眼圧測定値に対応する信号を受信するための送受信器素子を備える。前記交信・処理システムは、眼圧測定値に関するデータを遠隔位置に送信する通信モジュールを備えてもよい。前記交信・処理システムは、眼鏡、杖、又は、患者が寝ている間に測定値を受信するのに適した枕カバー若しくはシートの少なくとも１つに搭載してもよい。交信・処理システムを構成部品に分割して、ケーブルによって該交信・処理システムの残りの部分に接続された送受信器を、枕の下に位置決めできるシート（又は枕カバー自体）に位置付けることができるようにしてもよい。これは、シートを洗浄する際、システムに損傷を与えることなく送受信器を取り外すことができることを意味する。

本発明のさらなる態様によれば、ａ）上述の一体型眼内デバイスを埋設する工程と、ｂ）前記一体型眼内デバイス内部の前記眼圧センサ素子を使用して眼圧測定値を測定する工程とを含む、眼圧をモニタリングする方法において、工程ａ）が、前記眼圧センサ素子を有する前記デバイスの部分を、眼の前眼房内部に埋設することを含むことを特徴とする方法が提供される。

工程ａ）は、眼に輪部切開を施す工程と、前記フットプレート部を眼の前眼房内部に位置付け、前記ネック部が前記輪部切開内に位置付けられる工程と、前記ボディ部を眼の外層内部に位置決めする工程とを含む。また、工程ａ）は、前記ボディ部を眼の脈略膜と強膜との間に位置付けることをさらに含む。

工程ｂ）は、前記眼圧センサ素子とやり取りを行なう体外デバイスを使用して眼圧測定値の出力を得ることを含む。

本発明は、外科的に埋設されて眼の前眼房と強膜との間に流体流通路を形成する解剖学的適合可能な多孔質生体材料のセトンであって、眼圧及び他の生理学的状態を測定するための手段を備えるセトンから形成される緑内障排液デバイスを備える緑内障管理システムを含む。エネルギーをインプラントに供給するとともに生理学的測定読み取り値を無線で得られるようになっている外部交信デバイスを使用したこのような測定によって、無線による読み取りが提供される。

このように、コンパクトな完全一体型排液・センサデバイスを、単一のデバイスとして一度の施術で埋設することができる。また、センサ素子を、眼の前眼房から強膜下領域へ排液路を延在させながら、前眼房内で直接ＩＯＰを測定できるよう正確に位置決めすることができる。代替手段として、排液デバイスの流れ抵抗が低い場合、つまり、眼への自然な流入量、すなわち約１〜３μｍ／分までの流量で約１ｍｍＨｇ未満の圧力低下である場合には、圧力検知素子を拡散領域に位置付けてもよい。このような代替の載置は、デバイス内の低い流れ抵抗及び、排液ボディ内部及びそれによるその周囲の任意の方向に拡散する流体の能力によって決まる。本発明の一体型デバイスが作られる多孔質生体材料によれば、その構造内にあらゆる方向において実質的に同一の流体通路が提供される。これにより、より大きな眼の容積の圧力を正確に表す任意の一つの一における圧力測定のための重要な条件が提供される。

また、多孔質生体材料構造によって、線維化の制御が可能になり、等方性の低抵抗流路が、材料及び圧力感応性の経時的変化を最小限に抑えて維持される。

さらに、デバイスを埋設する個々の患者の眼に自己適合できる高可撓性デバイスが提供される。

圧力測定に加えて、追加のセンサを設けて、例えば、房水の温度や塩分濃度、血糖値、眼に局所的に適用される薬物の濃度といったさらなる生理的状態を測定するようにしてもよい。

本発明をよりよく理解できるように、以下、あくまで一例として、添付の図面を参照する。

眼の矢状断面図を示す。 眼の前眼房及び外層の部分を示す眼の拡大断面図を示す。 本発明に係るデバイスの好適な位置を示す眼の斜視図を示す。 本発明に係る一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイスの第１実施例の平面図を示す。 本発明に係る一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイスの第２実施例の平面図を示す。 図５に示すデバイスのフットプレート部の横断面を示す。 図５に示すデバイスのボディ部の横断面を示す。 図５に示すデバイスの長手方向断面を示す。 図４〜８に示すデバイスとともに使用される処理システムのブロック図を示す。

本発明を、特定の実施例に関して特定の図面を参照して説明するが、本発明はそれらに限定されない。説明する図面は単に概略的なものであり、非限定である。図面において、要素の一部のサイズは誇張している場合があり、説明目的のため実寸比率では描かれていない。

本発明によれば、ＩＯＰセンサ素子及び誘導アンテナ素子を備える一体型ＩＯＰセンサ・緑内障排液デバイスが提供される。ＩＯＰセンサ素子及びアンテナ素子は、有細孔生体適合性材料の少なくとも２つの層の間に挟持される。生体適合性材料は、２つの機能、即ち、センサ素子及びアンテナを線維性被包から保護する機能と、排液デバイスを形成する機能とを有する。デバイスを埋設すると、生体適合性有細孔構造によってさらに、房水が一体型デバイス内部のＩＯＰセンサ素子に流通することが可能になる。

適切な生体適合性材料の構造は、国際公開第２００５／０３２４１８号に記載されている。記載の生体適合性材料は多孔質であり、同様の直径を有する互いに接続された細孔のアレイを画成する生体適合性高分子足場（スキャフォールド）を備える。「同様の直径」という表現は、２つの細孔の直径差が、大きい方の直径の２０％未満であることを意味する。典型的に、細孔の平均直径は、約２０μｍ〜約９０μｍであり、好ましくは約２０μｍ〜約４０μｍである。本発明の一体型デバイスに使用するためには、好ましい範囲は約２５μｍ〜約３０μｍである。

各細孔は、細孔の平均直径の約１５％〜約４０％の接続路によって少なくとも４つの他の細孔に接続されている。幾つかの実施例において、各細孔は、約４〜７個の他の細孔のように、約４〜１２個の他の細孔に接続されている。細孔の少なくとも９０％、好ましくは少なくとも９５％、そしてより好ましくは９７％がこのように接続されている。

多孔質生体適合性材料は、約１００μｍ〜約５００μｍのように、約１００μｍ〜約１０００μｍの厚さを有することができる。本排液デバイスの場合、生体適合性材料の厚さは、所望の房水流及び機械的強度要件に応じて選択される。ほとんどの場合、多孔質部分の合計厚さは約２００μｍ〜約５００μｍとなる。これは、すでに述べた挟持構造の場合のように、複数の層の各厚さを追加することによって得られる。

多孔質生体適合性足場材料としては、合成高分子や天然高分子、又はそれらの混合物等の任意の生体適合性材料が挙げられる。合成生体適合性材料の例としては、これらに限定はされないが、ポリ（２−ヒドロキシエチルメタクリレート）、シリコーンゴム、ポリ（ε‐カプロラクトン）ジメチルアクリレート、ポリスルホン、ポリ（メチルメタクリレート）（ＰＭＭＡ）、フルオロポリマー（テフロン（登録商標）等）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ又はダクロン（登録商標））、ポリアミド（ナイロン等）、ポリビニルアルコール、ポリウレタン、相互貫入ネットワーク高分子、及びそれらの混合物が挙げられる。天然生体適合性材料の例としては、これらに限定はされないが、線維状又は球状タンパク質、複合炭水化物、グリコサミノグリカン、又はそれらの混合物が挙げられる。よって、高分子足場としては、全ての種類のコラージュ、エラスチン、ヒアルロン酸、アルギン酸、デスミン、ベルシカン、マトリクス細胞タンパク質、ＳＰＡＲＣ（オステオネクチン）、オステオポンチン、トロンボスポンジン１及び２、フィブリン、フィブロネクチン、ビトロネクチン、アルブミン等が挙げられる。天然高分子は、足場として、又は、合成高分子の生体適合性を向上する添加物として使用できる。

多孔質生体適合性材料足場は、ヒドロゲル、例えば、分解性ヒドロゲルとすることができる。分解性ヒドロゲルは、低分子量ポリ（ε‐カプロラクトン）ジオールを、過剰なメタクリロイルクロリドと反応させてメタクリレート末端基を有するポリエステル化合物を得て、該ポリエステル化合物が、２−ヒドロキシエチルメタクリレート（ＨＥＭＡ）と共重合して、加水分解性結合を有する架橋ヒドロゲルが生成されることによって形成される。

高分子足場は、通常、微細孔性が低レベルである。「微細孔性」という表現は、（足場によって画成される細孔に対する）高分子足場自体の内部の小さな微細孔の存在の尺度である。幾つかの実施例において、高分子足場内の全ての又は略全ての微細孔は、約０．１μｍ〜約３μｍや約０．１μｍ〜約２μｍというように、約０．１μｍ〜約５μｍである。「微細孔性が低レベルである」という表現は、微細孔が、高分子足場の断面における空隙率を測定した場合に高分子足場の体積の２％未満に相当することを意味する。

生物学的活性分子の存在下で多孔質生体材料を形成したり、生物学的活性分子を多孔質生体材料中に分散させたり、あるいは、生物学的活性分子を多孔質生体材料に導入したりすることによって、生物学的活性分子を多孔質生体材料に導入してもよい。

生体適合性材料は、ポロゲンのアレイ、即ち、テンプレートを形成するために使用することができ、高分子足場を破壊しない条件下で生体適合性高分子足場を形成した後に除去することができる任意の構造を含むテンプレートから形成することができる。例えば、ＰＭＭＡ又はポリスチレンビーズを使用できる。

細孔及びポロゲンは、任意の形状、例えば、球状や、十二面体、五角十二面体、楕円体とすることができる。細孔及びポロゲンは、真円度が、少なくとも約０．３や少なくとも約０．７というように、少なくとも０．１である。「真円度」という表現は、

として定義されるものである。ここで、Ｖは、細孔及びポロゲンの体積、Ｄは、直径である。指標として、球体の真円度が１．０である。

国際公開第２００５／０３２４１８号に記載の多孔質生体適合性材料は、略球状の単分散型ポロゲンのテンプレートを形成し、そのテンプレートの周囲に多孔質生体材料を形成し、そしてテンプレートを除去して多孔質生体適合性材料を生成することによって構築される。

テンプレートは、超音波攪拌や、ポロゲンの密充填アレイを得る任意の他の方法を用いてモールド内にポロゲンを充填することによって形成することができる。ポロゲンは、焼結によって溶解させてもよく、ここで焼結時間及び／又は焼結温度を利用して結合のサイズや成長速度を増加させることができる。他の方法を用いてポロゲンを溶解させてもよく、例えば、適切な溶媒を用いる処理によってそれを部分的に溶かすことができる。

テンプレートを作成した後、生体適合性高分子足場をそのテンプレートの周囲に形成する。高分子足場は、高分子前駆体と適切な架橋試薬とを含む高分子前駆体混合物を、テンプレートの周囲で重合することによって形成できる。混合物の粘度に応じて、毛細管ウィッキングや重力、真空、圧力、又は遠心分離といった１つ以上の手段を適用することによって、テンプレートに前駆体混合物を含浸させてもよい。

生体適合性高分子足場を形成した後、テンプレートを溶媒抽出によって除去して多孔質生体材料を製造する。ＰＭＭＡビーズをポロゲンとして使用する場合、それらは、ジクロロメタン溶液又は９：１ｖ／ｖアセトン‐水溶液に複数回浸漬することによって抽出できる。溶媒は、最終多孔質材料との適合性によって選択する。

多孔質高分子足場シートを構築する一方法において、焼結ＰＭＭＡビーズを含むテンプレート上に高分子前駆体混合物を形成した。所望の最終シート厚さのテフロン（登録商標）スペーサによって離間され、さらにクランプされたスライドガラスで挟持されて補強された厚さ約０．１２ｍｍの固体ＰＭＭＡの２枚の外層を備えるモールドに、ビーズを添加した。ビーズを、超音波攪拌を用いて充填し、１９０℃で１８．５時間焼結して、ビーズ直径の約３０％のネックサイズを与えた。焼結後、スライドガラスを取り外し、得られたＰＭＭＡテンプレートに、Ｎｕｓｉｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＬＬＣ製のＭＥＤ−６２１５シリコーンを製造者が規定する１０：１の重量比で新たに混合してなる高分子前駆体混合物を浸透させた。テンプレートを、遠心分離チューブに載置し、未硬化の液体シリコーンで覆った。そして、遠心分離を、約２４，０００ｇで１．５時間行ない、テンプレートに未硬化のシリコーンを確実に十分浸透させた。遠心分離器から取り出した後、シリコーンを含浸させたテンプレートを、約７５℃のオーブン内に１６時間載置して、シリコーンの硬化を完了した。最後に、ジクロロメタン（ＤＣＭ）溶媒中で攪拌することによって、ＰＭＭＡテンプレートを取り外し、そしてソックスレー抽出装置で、新しいＤＣＭを使用して浄化した。

シリコーン多孔質材料に対して、上述の処理後、存在する非硬化成分の残留物を分析することによって、長期医療用インプラントにおいて製造者が規定する１％よりもずっと低い０．１％未満が示された。

代替の方法において、多孔質生体材料は、ポリ（メタクリル酸２−ヒドロキシエチル）（ポリＨＥＭＡ）ヒドロゲルから形成する。これを作製するために、表１に示す前駆体成分を、指示された容積比で使用した。

混合物を、約２気圧の圧力下で、上述のように調整したＰＭＭＡビーズテンプレートに導入し、２４時間重合させ、その後、ＰＭＭＡを９：１ｖ／ｖアセトン‐水溶液で抽出し、タイプＩコラーゲンをドープしたポリＨＥＭＡの架橋多孔質ヒドロゲルシートを作製した。

テンプレートを組み立てる前に、ＰＭＭＡビーズの各ビーズサイズの単分散性を、光学顕微鏡によって検査した。各ビードサイズについて、ビーズの少なくとも９５％が、平均ビーズ直径±２０％に等しい直径を有していた。

ポロゲンテンプレートにおけるネックの単分散性を、ＳＥＭ画像から測定した。各ビーズサイズについて、ネックの少なくとも９５％が、平均ビーズ直径の２５％〜３５％であることが検証された。多孔質生体材料の構造を判定するためにもＳＥＭを使用した。ＳＥＭ画像の検査によって、各細孔が隣接する４〜７個の細孔に接続され、多孔質材料が正確で均一な細孔構造を有していることが分かった。

いずれの材料に対しても、上述のように用意したシートから、成形パンチや他の適切な切断手段を使用して特定のデバイス形状を作製することができる。

最初に図１及び２を参照し、眼１００の矢状断面が示されており、角膜１１０、虹彩１２０、瞳孔１３０、水晶体１４０、及び毛様体１５０の位置が示されている（図２により明確に示す）。前眼房１６０が、水晶体１４０と角膜１１０との間に位置している。

通常の眼では、房水は、毛様体１５０で生成され、虹彩１２０と水晶体１４０との間から前眼房１６０内に循環し、そして、矢印１８０で示すように虹彩１２０と角膜１１０との間の隅角に位置する多孔質繊維柱帯１７０から流出する。強膜１９０及び脈略膜１９５も示されている。

緑内障眼では、繊維柱帯１７０は、一般的に遮断されて、損傷を与える圧力増加を眼の内部に起こす。本発明に係る一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイス２００を埋め込むことによって、前眼房１６０から強膜下領域２１０への流体通路を形成し、この遮断を迂回して矢印１８０によって示されるような流体の流れを回復させることができる。こうして位置付けられた排液デバイスでは、ＩＯＰセンサ素子（不図示）が、前眼房１６０内の圧力が検出できてアンテナ素子（これも不図示）が強膜下領域２１０内に存在するように位置付けられる。この位置において、前眼房１６０に関する圧力データを、アンテナ素子に接続された遠隔デバイス（不図示）で検出できる。これを後でより詳しく説明する。

図３に、本発明に係る一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイス２００にとって好適な強膜の一時的位置を示す。左眼２０１に対しては、デバイス２００を約「１時」と約「２時」との間の位置に位置付ける。同様に、右眼に対しては、デバイス２００を約「１０時」と約「１１時」との間に位置付ける。これによって、手術中に直筋１９６を回避できるという解剖学的な利点と、後でより詳しく説明する外部交信デバイスとの無線通信のための良好な位置決めができるという技術的な利点が提供される。また、眼の内部にデバイス２００を位置付けることによって視力が損なわれることが無い。

図１及び３を参照して説明した一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイス２００を、以下図４〜８において、より詳細に説明する。限定するものではないが、説明は、多孔質生体材料部品としてシリコーンゴムを使用したデバイスについて行なう。この材料は、長期の眼の排液インプラントに対して生物学的に好適であると示されており、本発明の目的に非常に適したものである。

図４には、本発明に係る統合型ＩＯＰセンサ・緑内障排液デバイス４００の第１実施例の平面図を示す。デバイス４００は、図示のようにアンテナ素子４２０に接続されたＩＯＰセンサ素子４１０を備える。ＩＯＰセンサ素子４１０はまた、後でより詳しく説明するシグナルプロセッサ（不図示）を備える。ＩＯＰセンサ素子４１０及びアンテナ素子４２０は、多孔質生体適合性材料４３０、例えば、上述の多孔質生体適合性材料の層間に位置付けられる。これは後で図６〜８を参照してより詳しく説明する。生体適合性材料４３０は、デバイス４００の全体形状を画成する。本実施例において示すアンテナ素子４２０は、略円形状を有している。

リード線４７０，４８０が、図示のようにＩＯＰセンサ素子４１０をアンテナ素子４２０と接続するために設けられている。図示のように、リード線４７０，４８０は、フットプレート部４５０からネック部４６０を通過してボディ部４４０へと通じている。

図示のように、デバイス４００は、略円状のボディ部４４０と、フットプレート部４５０と、ボディ部４４０をフットプレート部４５０に接続するネック部４６０とを備える。図示のように、アンテナ素子４２０は、ボディ部４４０内に収容され、ＩＯＰセンサ素子４１０は、フットプレート部４５０内に収容されている。ネック部４６０によって、後でより詳しく説明するように眼の内部に挿入した際のデバイス４００の係留点が設けられる。

典型的に、デバイス４００のおおよその寸法を以下の表２に示す。

表２に記載の多孔質セクションの厚さは、房水の流れに利用できるものである。それは、１枚以上の層に設けてもよい。インプラントに対する線維性反応をさらに低下させるために、多孔質セクションは、組織に接触する「山と谷」形状トポグラフィを備える凹凸の表面を有してもよい。ここで表面の変動は多くの場合、多孔質セクションの平均厚さに対して約１００μｍ〜約３００μｍである。

表３に示した寸法は、特定のデバイス４００に応じて変更してもよく、これらの値が例示的なものとして与えられていることは理解されたい。

図５に、統合型ＩＯＰセンサ・緑内障排液デバイス５００の第２実施例の平面図を示す。デバイス５００は、図示のようにアンテナ素子５２０に接続されたＩＯＰセンサ素子５１０を備える。ＩＯＰセンサ素子５１０はまた、後でより詳しく説明するシグナルプロセッサ（不図示）を備える。ＩＯＰセンサ素子５１０及びアンテナ素子５２０は、上述のように、多孔質生体適合性材料５３０の層間に位置付けられている。これは後で図６〜８を参照してより詳しく説明する。生体適合性材料５３０は、デバイス５００の全体形状を画成する。本実施例において示すアンテナ素子５２０は、略矩形形状を有している。

リード線５７０，５８０が、図示のようにＩＯＰセンサ素子５１０をアンテナ素子５２０と接続するために設けられている。図示のように、リード線５７０，５８０は、フットプレート部５５０からネック部５６０を通過してボディ部５４０へと通じている。

図示のように、デバイス５００は、略矩形状のボディ部５４０と、フットプレート部５５０と、ボディ部５４０をフットプレート部５５０に接続するネック部５５０とを備える。図示のように、アンテナ素子５２０は、ボディ部５４０内に収容され、ＩＯＰセンサ素子５１０は、フットプレート部５５０内に収容されている。ネック部５６０によって、後でより詳しく説明するように眼の内部に挿入した際のデバイス５００の係留点が提供される。

典型的なデバイス５００のおおよその寸法を以下の表３に示す。

多孔質セクションの厚さ及び凹凸の表面の配設は、表２のものと同様に理解されたい。

表３に与えられた寸法は、特定のデバイス５００に応じて変更してもよく、これらの値が例示的なものとして与えられていることは理解されたい。上述の寸法によって、ボディから流出しネックを通過してフットプレート領域へ流入する際のこれらのデバイスの抵抗値が、１μｌ／分の流量で、０．６〜０．３ｍｍＨｇの圧力低下として測定されており、上述で参照したような代替のセンサ位置が可能である。図６〜８に、デバイス５００の断面図を示す。図５を参照して上述したデバイス５００の素子には同じ参照符号を付してある。

図６は、フットプレート部５５０で得られたデバイス５００の横方向断面図を示す。この図は、フットプレート部５５０の内部構造をより明確に示す。ＩＯＰセンサ素子５１０を示す。ここで、ＩＯＰセンサ素子５１０は、信号送受信器６１０と共にセンサ６０５を備える。センサ６０５及び信号送受信器６１０は、ＩＯＰセンサ素子５１０の上部に位置付けられた開口６３０を有する不透過性保護材料６２０内に埋め込まれている。開口６３０によって、眼の前眼房内の房水が、デバイス５００を埋設した時に、多孔質生体適合性材料５３０を、そしてセンサ６０５を流体流通させることができる。

センサ６０５及び信号送受信器６１０は、フットプレート部５５０の内部に実質的に含まれ、多孔質生体適合性材料５３０によって実質的に囲繞される。多孔質生体適合性材料５３０の外表面６４０も示す。表面６４０は、生体適合性材料の開細孔であって、上述のような細孔の内側を多孔質生体適合性材料５３０内部で接続する開口を有する細孔を備える。

センサ６０５は、眼内部の圧力に反応する。上述のデバイス５００の例示的寸法を用いると、眼の前眼房から生体適合性材料５３０内の細孔を介したＩＯＰセンサ素子５１０への圧力差は無視できる程度のものであり、正確なＩＯＰの読み取りが得られる。

ＩＯＰセンサ素子５１０の露出面は、生体不活性材料例えばチタンによるメタライゼーションを利用して、眼内の房水との直接接触から保護してもよい。また、房水中の温度や塩分濃度、血糖値、又は薬物濃度の１つ以上を示す出力信号を提供するように動作するセンサ素子（不図示）をさらに設けてもよい。

本発明の一好適な実施例において、デバイス５００を画成する多孔質形状５３０を形成するのに使用したのと同じ生体適合性材料を、不透過性保護層６２０の一部として固体の形態で使用してもよい。これは、デバイスの実際の製造において有利であり、眼に導入される多様な物質の種類を低減できる。

図７に、ボディ部５４０の横方向断面図を示す。ここで、不透過性保護層６２０内部に埋め込まれたアンテナ素子５２０の部分７１０，７２０を示し、同じ保護層６２０によってＩＯＰセンサ素子５１０及び関連する信号送受信器６１０、並びに、リード５７０，５８０及びアンテナ素子５２０が封入されている。ＩＯＰセンサ素子５１０、リード５７０，５８０、及びアンテナ素子５２０を封入するために同じ保護層６２０を使用してもよいが、これらの構成要素のそれぞれを別体の保護層（不図示）で封入してもよいことは理解されよう。例えば、リード５７０，５８０及びアンテナ素子を高可撓性の保護層に封入しながら、ＩＯＰセンサ素子５１０を他の保護層に封入してもよい。また、リード５７０，５８０も、それらがＩＯＰセンサ素子５１０をアンテナ５２０に接続するその機能を提供できる限りにおいて、別体の保護層内においてもよいことは予測できよう。アンテナ５２０のセクションをリード線５８０が横断する箇所において、図８に示すように導体が絶縁層８１０によって電気的に分離されている。絶縁層８１０は、６２０の一部として、又は他の絶縁手段、例えば、パリレンコーティングによって形成してもよい。

部分７１０，７２０は、不透過性保護材料層６２０内部に埋め込まれた電磁誘導式ループ（不図示）又は導体素子７３０に対応している。該ループの外端は、リード５７０，５８０と電気的に連通している。電力伝達及びデータ通信性能を最大に有効化するために、アンテナ素子５２０は、好ましくは、ボディ部５４０の境界内部の最大実施可能領域を包含するように配置される。アンテナ素子５２０を渦巻き状として説明したが、他の構成を利用してもよく、例えば、上述のようにその外端においてリード５７０，５８０に共に接続された複数の同心ループとしてもよいことは理解されよう。５４０の面領域のほとんどを占有するように明確に示された渦巻き形状は、外周囲に対してより密に制限されるため有利である。

リード５７０，５８０及びアンテナ素子５２０は、保護層６２０を形成する多孔質生体適合性材料内に包含された金の高可撓性導体によって形成してもよい。このような導体は、ＷＳ Ｗａｎｇ及びＡ Ｓａｌｌｅｏ著，「Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ：Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ａｎｄ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ」，Ｓｐｒｉｎｇｅｒ，２００９に記載されるような、既知の電子組み立て技術を用いて作ることができる。

これら導体に要求される可撓性の程度は、眼の強膜表面の曲率に一致させるためにインプラントに加えられる力を最少化するのに応じて決定される。表３に示す寸法では、人間の眼の曲率に一致させるために、アンテナを含むボディ領域は、その長さに対して約０．７ｍｍ変形できる必要がある。上述の第１の方法例において示した特定のシリコーンゴムを用いた場合、これから作製される多孔質材料は、測定された引張係数が２５０ｋＰａ又は固体形態の約９％である。標準的な板の変形を示す公式を適用すると、デバイスのボディ部を０．７ｍｍ変形させると、代表的な厚さ０．３ｍｍを用いる多孔質セクションに対する組織の反応圧力は１００Ｐａ未満となる。組織の応力を最少化するために、多孔質材料及びアンテナの組成物がこれを５超の因数倍まで増加させない、且つ好ましくは２倍以下とするべきである。

比較のために、モルテノデバイスにおいて使用される非多孔質シリコーン排液チューブは直径が０．６４ｍｍであり、同様に眼の曲率に一致させた場合、周辺の組織に加わる圧力は、多孔質の排液の場合の約１５倍となる。

図８に、デバイス５００の長手方向断面図を示す。ここで、不透過性保護材料層６２０の内部に封入されたＩＯＰセンサ素子５１０、アンテナ素子５２０、及びリード５７０，５８０が分かる。多孔質生体適合性材料５３０の内部に開口６３０が示されている。材料５３０の外表面６４０も示されている。

図６〜８は、図５に示す一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイス５００に関するものであるが、図４に示すＩＯＰセンサ・排液デバイス４００の構造も略同一であることは理解されよう。いずれの場合も、空間を不透過性封入６２０で占有させた後、デバイス４００及び５００の断面によって、表２及び３のものと略等しい排液領域５３０が提供される。

図４〜８に示す実施例において、フットプレート部４５０，５５０は、眼の前眼房内部に配置されるような形状に形成されている。ネック部４６０，５６０は、強膜の下に形成された外科切開部から前眼房内に載置される。ボディ部４４０，５４０は、上記図１〜３を参照して説明したように、強膜１９０と脈略膜１９５との間に外科的に載置される。眼内に埋設されると、房水は、前眼房から、フットプレート部４５０，５５０、ネック部４６０，５６０、及びボディ部４４０，５４０を画成する多孔質生体適合性材料４３０，５３０の開細孔を介して、強膜１９０と脈略膜１９５との間の空間（図１及び２）へと流入する。そこで房水は、脈絡膜床（ｃｈｏｒｏｉｄａｌ ｂｅｄ）（不図示）に吸収されて循環に戻る。

図４〜８に示す両方の一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイス４００，５００は、以下の工程を用いて構築することができる。これらは、Ｎｕｓｉｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ ＬＬＣ製のＭＥＤ−６２１５等の、長期埋設用として認可されたシリコーンゴム材料から形成された多孔質材料５３０に最も具体的に適用される。すでに列記した他の組成物を使用するように変更を加えてもよい。

１．ＩＯＰセンサ素子／アンテナ素子組立体の全体を構築する。
２．組立体を、不透過性保護材料層６２０内に封入する前に試験する。封入プロセスにおいて、ＩＯＰセンサ素子５１０上に開口６３０を形成する。
３．開口６３０をマスクした状態で、未硬化のシリコーンゴムの層を、封入された組立体上に、接着層として、制御された厚さで貼着する。
４．多孔質生体適合性材料のシートを、未硬化の（「ウェット」な）シリコーンゴム接着層に貼着して、少なくとも２枚の多孔質生体適合性材料のシート間にＩＯＰセンサ素子／アンテナ素子組立体を有する挟持構造を形成する。接着層の厚さによって、ウェット層が生体適合性材料５３０の細孔内へ浸透（「ウィッキング」）する度合いが制御される。生体適合性材料のシート厚さは、細孔の制御された深さへウィッキングが生じた後、排液通路の必要な断面が提供されるように設定することができる。
５．接着層を硬化させる。これによって、ＩＯＰセンサ素子／アンテナ素子組立体を、本発明に係る一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイスの排液路を形成する生体適合性材料に接着させる。

上述の構築方法は、不透過性保護層６２０がシリコーンゴム以外の材料から形成される場合には、プライマを使用するように変更できる。プライマを使用することによって、保護層と生体適合性材料とを十分に接着させることが確実になる。

全ての追加的な接着組成物やプライマ等は具体的に指定することができ、長期医療インプラントでの使用においてよく知られている。

挟持体における多孔質生体適合性材料の外側部分は、ＩＯＰセンサ素子／アンテナ素子組立体に接着されていない領域において互いに接続する必要はない。房水の流れは、主に排液路の長手方向（すなわち４５０から４６０を介して４４０へ）なので、この方向における多孔質通路のみが実質的に接続されて、上述のような流れセクションを維持できればよい。よって、排液機能を損なうことなく、機械的完全性及び外科的取り扱い易さを維持するために、接着スポットを適用して、ＩＯＰセンサ素子／アンテナ素子組立体によって画成される設置面積の外側の領域における多孔質生体適合性材料の外側層を接着（「スポット溶着」）してもよい。

フットプレート部内のセンサとは別にボディ部内に誘導アンテナ素子を有することによって、センサ素子及びアンテナ素子の組み合わせを前眼房内部に位置付ける必要が避けられる。本発明において、図１〜３を参照して上述したように、センサ素子のみが前眼房内部にあればよい。また、センサ及びアンテナは、便宜上、デバイス内部において大部分が対称的に配置されて示されているが、それらは、機能を損なわない限りにおいて様々な非対称の配置に位置付けてもよいことは理解されよう。

この一体型デバイスはまた、ＩＯＰ測定が眼表面及び角膜の硬さに依存しないという利点を提供する。また、ＩＯＰ測定の精度は、例えば角膜移植術や人工角膜移植術のように眼に対して行なう必要のある可能性のある他の施術によって影響されない。

図９は、本発明に係るＩＯＰモニタリングシステム９００のブロック図を示す。システム９００は、本発明に係る一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイスの内部に位置付けられたセンサ／プロセッサシステム１０００を備える。

モニタリングシステム９００はまた、センサ／プロセッサシステム１０００用のアクティブ交信システムを備える外部プロセッサ又は外部交信システム９１０を備える。システム９１０は、送信器／受信器組立体９２０によって電力が供給される誘導アンテナ素子９１５を備える。送信器／受信器モジュール９２０は、送信器回路９２５を備える。送信器回路９２５は、後でより詳しく説明するセンサ／プロセッサシステム１０００の誘導アンテナ素子１０１０に対して送信信号９３０として外部送信を行なうために誘導アンテナ素子９１５に十分な電力レベルを提供するようになっている。誘導アンテナ素子１０１０が、上述の図４におけるアンテナ素子４２０及び図５〜８におけるアンテナ素子５２０に相当することは理解されよう。

送信信号９３０は、第１に、センサ／プロセッサシステム１０００における誘導アンテナ素子１０１０を介して受信した時に後者を作動させるのに十分な電力レベル及び総送達エネルギーとなるように、選択された周波数のエネルギーバーストを含む。第２に、送信信号９３０は、好ましくはエンコードされて、正しい符号を受信した時にのみシステム１０００を作動させることができるように該信号が関連付けられたセンサ／プロセッサシステム１０００に具体的に宛てられるようにする。このエンコード能力に組み込むのを失敗すると、漂遊信号や他の危険な状況によってセンサ／プロセッサシステム１０００が誤作動してしまう恐れがある。これは、範囲内の全てのタグに応答することが要求される無線自動識別（ＲＦＩＤ）システムとは異なる。各システム１０００とその固有のコードで交信するようにして、単一の外部交信システム９１０によって２つ以上のセンサ／プロセッサシステム１０００に交信してもよいことは理解されよう。これは、特に、両側に緑内障インプラントが施された患者に適用され、また、「マスターキー」アクセス能力を医師に提供するさらなる態様において使用してもよい。

送信器９２５に加えて、送信器／受信器モジュール９２０は、後でより詳しく説明するセンサ／プロセッサシステム１０００の誘導アンテナ素子によって送信される信号９４０に対してフィルタリング及びデコーディングするようになっている受信器９３５と、受信器９３５及びマイクロプロセッサ９５０に接続されたバッファ９４５とを備える。バッファ９４５は、センサ／プロセッサシステム１０００から送信された測定値を受信し、マイクロプロセッサ９５０とやり取りを行なう。

送信器／受信器モジュール９２０はまた、任意ではあるが、有効な医療的に記録されたＩＯＰ値を得るために、必要であれば、受信器９３５が受信した元の測定値に対して補正をかけるための周囲気圧及び温度を検知するために使用できる周囲条件センサインターフェース９５５を備える。加えて、センサ９５５もまた、これらに限定はされないが心拍数及び呼吸を含む生理学的モニタ９６０からの信号を受信してもよい。

図示のように、送信器９２５、受信器９３５、バッファ９４５、及びセンサ９５５は、マイクロプロセッサ９５０に接続されている。マイクロプロセッサ９５０は、以下を提供するように動作する：
ａ）送信器／受信器モジュール９２０のためのシーケンス制御の送受信；
ｂ）バッファ９４５からのＩＯＰデータに対するインターフェース及び受信；
ｃ）センサ９５５からの周囲及び生理学的条件の受信及び適用；
ｄ）測定値の各シークエンスからの医療記録ＩＯＰの読み取り値に対するプログラムされた計算；
ｅ）携帯電話９７０や他の同様のデバイスと通信を行なうようになっている無線インターフェース９６５；
ｆ）データのダウンロードや医師や他の医療訓練を受けた者によるデバイスの操作条件の設定を行なうためにユニバーサルシリアルバス（ＵＳＢ）で提供されるような外部インターフェース手段９７５；
ｇ）バッテリ９８０からの電力消費の管理。

周知の手段、例えば、「Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）」（Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ Ｓｐｅｃｉａｌ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ Ｇｒｏｕｐの登録商標）を、携帯電話９７０との無線インターフェース９６５のために使用してもよい。携帯電話９７０のプログラムされたアプリケーションパッケージを使用することによって、患者に対して、便利な患者情報の表示や警告、医師との連絡、データ送信が提供される。

医療記録ＩＯＰ読み取り値のプログラムされた計算の間、マイクロプロセッサ９５０は、
ｉ）演算されたデータを検出・拒否し；
ｉｉ）受信信号全体に亘る読み取り値を平均化することによってノイズを減らし；
ｉｉｉ）ＩＯＰの傾向をモニタリング・保持して、各連続する記録でモニタリングシステム９００内の各患者に関するデータを更新し；
ｉｖ）ディスプレイ９９０上にＩＯＰの記録及び傾向の局所的な指示を維持し；
ｖ）ＩＯＰ値が極端に高い又は低い場合に可聴式又は他の警告手段（不図示）によって患者に対して指示を行なう。

外部交信システム９１０はまた、バッテリ９８０に対して電力を供給する充電器（不図示）を備える。しかしながら、充電用の外部電力は、ＵＳＢインターフェース９７５を介して供給するのが最も便利である。

ここで、センサ／プロセッサシステム１０００に話を移すと、センサ／プロセッサシステム１０００は、外部交信システム９１０の誘導アンテナ素子９１５とやり取りを行なう誘導アンテナ素子１０１０を備える。アンテナ素子１０１０は、リード線１０１５を介して、送受信器保護スイッチ１０２０に接続されている。送受信器保護スイッチ１０２０は、デコーダ１０２５、検出器１０３０、及び送信器１０３５に接続されている。

アンテナ素子１０１０は、図４及び５に関して上述したアンテナ素子４２０，５２０に対応している。リード線１０１５は、リード線４７０，４８０（図４）及びリード５７０，５８０（図５）に対応している。

検出器１０３０は、受信した信号を、本発明に係る一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイス内部の電子部品の動作電力要件に適合した電圧及び電力レベルの直流電流に変換する。そして電力は、図示の接続部１０３６，１０４０，１０４５，及び１０５０を介して、センサ／プロセッサモジュール１０００内部の他の処理素子に分配される。エネルギー貯蔵素子１０５５、好ましくはコンデンサを追加して、検出器１０３０からの電力供給を安定化し、１０００からの読み出し信号のために短期電力を供給し、外部交信システム９１０から送信された信号９３０が誘導アンテナ素子１０１０によって受信される際の変動に対してバッファを提供するようにしてもよい。変動は、例えば、患者の動作による誘導アンテナ素子１０１０及び９１５の相対位置の変化によって起こりうる。

送受信器保護スイッチ１０２０は、好ましくは、
ａ）外部交信システム９１０以外のソースから受信した信号を減衰するフィルタと；
ｂ）例えば患者が携帯電話を使用したために起こる強い干渉信号からインプラントが損傷を受けるのを防止するための過負荷保護手段と；
ｃ）送信器１０３５からのデータ読み取り送信からの検出器１０３０及びデコーダ１０２５のスイッチング及び保護とを提供する。

センサ／プロセッサシステム１０００はまた、エンコーダ１０６０、送信器制御モジュール１０６５、アナログ‐デジタル変換器（ＡＤＣ）１０７０、センサインターフェース１０７５、及びセンサ組立体１０８０を備える。センサ組立体１０８０は、ＩＯＰセンサ１０８５及び圧力参照１０９０を備える。組立体１０８０は、図６及び８に符号６０５で示すセンサに対応している。

以下、モニタリングシステム９００の動作を詳細に説明する。

外部交信デバイス９１０の誘導アンテナ９１５から送信された送信信号９３０は、誘導アンテナ素子１０１０で受信され、リード線１０１５を介して送受信器保護スイッチ１０２０へ送られる。受信器保護スイッチ１０２０は、その信号を上述のように電力へと変換するために検出器１０３０に送るとともにデコーダ１０２５に送る。デコーダ１０２５は、受信アドレスコードを抽出して、これを不揮発性メモリ（ＮＶＭ）１０９５に含まれる内部記憶されたテンプレートと比較する手段を備える。コードの一致を検出すると、デコーダ１０２５は、センサの読み取り値をセンサ組立体１０８０から取り出して外部交信デバイス９１０に送信するのを可能にするタイミングコマンド及び作動コマンドを供する。

デコーダ１０２５は、作動信号を送信器制御モジュール１０６５に送り、さらに送信器制御モジュール１０６は、信号を、センサインターフェース１０７５と、ＡＤＣ１０７０とセンサ組立体１０８０とに送る。さらなる能力、例えば複数コードテンプレートをＮＶＭ１０９５に設けて、各患者デバイス／外部交信システムの組み合わせに固有のコード、及び、医療アクセスに特有のコードを可能にすることができることも明らかであろう。

より明確には、デコーダ１０２５は、コマンドを、センサインターフェース１０７５に、そしてその後交信サイクルにおいて送信器制御モジュール１０６５に供する。作動されると、センサインターフェース１０７５はセンサ１０８０に電力を供給し、圧力の読み取り値を表す残りのアナログ信号をバッファリングする。

センサ素子１０８０は、感圧コンポーネント１０８５及び参照圧力コンポーネント１０９０を備える。意図する機能を変更しない場合、感圧コンポーネント１０８５は、圧力が表面（不図示）に加えられたことを検知する微小電気機械センサ（ＭＥＭＳ）を使用する。一実施例において、ＭＥＭＳ素子は、シリコン基板上に形成されたコンデンサの一プレートを形成する。さらなる実施例において、圧力の変化に感応するピエゾ抵抗コンポーネントを撓み可能な素子に配置してもよい。またさらなる実施例において、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）から形成されるような圧電コンポーネントを使用してもよい。

圧力参照コンポーネント１０９０は、封止された空洞（不図示）を備える。この空洞は、壁の一つが感圧コンポーネント１０８５で形成され、他の壁がセンサ１０８０の実質的に硬い部分で形成される。空洞は、絶対圧センサを形成するように排気してもよく、好ましくは、所定の参照圧力、例えば、標準気圧に予め加圧してもよい。

ＩＯＰを表すセンサ１０８０からの出力信号は、ＡＤＣ１０７０に適用される前に、センサインターフェース１０７５によって、バッファリングされ、多くの場合、増幅される。ＡＤＣ１０７０は、アナログ信号をデジタル信号に変換し、その変換に対する電気参照値を与え、また、結果得られるＩＯＰ値を一時的に記憶する。幾つかのセンサの実施例において、ＡＤＣ１０７０は、例えば、製造時に実装されるルックアップテーブルを使用して、センサ１０８０からの出力信号のオフセット又は非線形性を補正してもよい。

一実施例において、医療的に記録されたＩＯＰ値のそれぞれは、約１０秒〜約６０秒の時間間隔で、約３秒〜約２０秒の速度で得られた複数の読み取り値から判定されて、患者の瞬目や呼吸、心拍によって起こされうるＩＯＰ脈動を平均化することができる。このタイミングプロトコルは、好ましくは、組立体１０００内部の複雑さを最小限に抑えつつ、信信号９３０を鼓動させたり他の形で変調したりして、該プロトコルを個々の患者に適応するようにできるようにする。また、各記録の間隔は、外部交信システム９１０によって決めることができる。

エンコーダモジュール１０６０は、ＡＤＣ１０７０から受信したＩＯＰ値をエンコードする。適切なエンコード方法は、ＩＯＰ測定値を少なくとも８ビットのバイナリコーディングに変換して、２５６レベルのＩＯＰ、又は５ｍｍＨｇ〜５０ｍｍＨｇＩＯＰ範囲で約０．２ｍｍＨｇの解像度を可能にすることである。この範囲外の所定値のＩＯＰ値、例えば５ｍｍＨｇ未満又は５０ｍｍＨｇ超の値を示すために、あるコード値を保存してもよい。通常は、任意の適切な範囲及び値を設定して、これらの範囲及び値を、一体型ＩＯＰセンサ・排液デバイスを埋設する個々の患者の用件に合わせて調節してもよい。各バイナリコードを、規定のヘッダ及び他の指示ビット列に添付して、信頼度の高い無線送信及び受信を行うのに適した標準長さ及びフォーマットのコード列を形成するようにしてもよい。このようなコードはＲＦＩＤ分野において周知でありここではさらに言及することはしない。

そして、送信器制御モジュール１０６５の制御下で、そのコード列を使用して、送信器読み取りモジュール１０３５によって生成された送信信号を変調する。変調された信号を、送受信器保護スイッチ１０２０に送り、そして、アンテナ素子９１５により受信される外部交信システム９１０の読み取り信号９４０として送信するために、誘導アンテナ素子１０１０に送る。

上述の複数のセットの個々の読み取り値を、アンテナ素子９１５からの送信信号９３０の振幅間の間隔で外部交信システム９１０に送信するのが好ましい。例示的な圧力測定シーケンスは
ａ）送信信号９３０を、外部交信システム９１０の制御下の送信振幅でアンテナ素子９１５からアンテナ素子１０１０に送信する；
ｂ）送信信号をアンテナ素子１０１０により受信する；
ｃ）検出器１０３０によりセンサ１０８０の動作電力に変換し、デコーダ１０２５におけるアドレスコード認識によりデバイスを作動させる；
ｄ）センサ１０８０からのＩＯＰ測定値を読み取る；
ｅ）検知したＩＯＰ測定値を、ＡＤＣ１０７０、エンコーダ１０６０、及び送受信器保護スイッチ１０２０により電気的形態にエンコードしてアンテナ素子１０１０に送信する。
ｆ）読み取り信号９４０を、アンテナ素子１０１０から、外部交信システム９１０のアンテナ素子９１５に送信する；
ｇ）次の送信信号９３０を受信するまで、非電力の静止状態に戻る
ことを含む。

外部交信システム９１０は、デバイスを埋設する患者が長時間装着できる眼鏡フレームへの装着物や、対象の眼の近傍に載置する携帯式杖、又は他の便利な形態として物理的に認識できるものとすることができる。眼鏡フレームによって、その眼鏡を患者が装着している間は、複数の読み取り値をＩＯＰとして得られることが理解されよう。しかしながら、夜間患者が寝ている間にＩＯＰの測定が必要な場合には、外部交信デバイスを組み込んだ改造アイパッチやアイマスクを装着させるようにしてもよい。代替の手段としては、アンテナ９１５を、患者の枕下に使用する柔軟なシートとして形成することがあげられる。このような形態で９１５を設ける場合には、インプラントアンテナ１０１０への距離の増加や患者の移動を補うために、それにより包含される領域を、眼鏡フレームやアイパッチ、アイマスク、杖の位置付けよりも広くしてもよい。

また、ＩＯＰ測定値は、ＩＯＰの値が所定の閾値を超えた場合に、携帯電話や周知の他の通信システムを使用して遠隔位置、例えば、医療従事者のオフィスに送信してもよい。ＩＯＰ測定値は、患者が情報を得られるように例えば患者の携帯電話に表示するようにしてもよい。

インプラント自体は内部電源を有さないため、システム９１０が、埋設されたデバイス２００（図１〜３）の検知機能を補うアクティブ部を備えることは理解されたい。９１０が無い場合や１０００の検知不良の場合でも、内部バッテリの場合と同様に、眼の内部に化学物質は存在せず、一体型インプラントの排液機能は阻害されない。

本発明の意図及び範囲を逸脱することなく様々な変更ができることが当業者には理解できるであろう。

Claims (37)

1. 眼圧センサ素子と、
   アンテナ素子と、
   房水排液素子と
   を備える一体型眼内デバイスにおいて、
   前記排液素子が、前記眼圧センサ素子及び前記アンテナ素子を封入する多孔質生体適合性材料を備えることを特徴とする一体型眼内デバイス。
2. 前記排液素子が、前記アンテナ素子を収容するボディ部と、前記眼圧センサ素子を収容するフットプレート部とを備える、請求項１に記載の一体型眼内デバイス。
3. 前記ボディ部と前記フットプレート部とが、前記排液素子を眼内部の意図される「使用時」位置に位置付けるより小さいセクションであるネック部によって互いに接続されている、請求項２に記載の一体型眼内デバイス。
4. 前記ボディ部が、略円形状であり、前記アンテナ素子が、前記円形状のボディ部内部に位置付けられた円形状の渦巻き部を備える、請求項２又は３に記載の一体型眼内デバイス。
5. 前記ボディ部が、略矩形状であり、前記アンテナ素子が、前記矩形状のボディ部内部に位置付けられた矩形状の渦巻き部を備える、請求項２又は３に記載の一体型眼内デバイス。
6. 前記アンテナ素子が、前記ボディ部の周縁の周りに実質的に配置されている、請求項４又は５に記載の一体型眼内デバイス。
7. 前記アンテナ素子と前記眼圧センサ素子とが、前記ボディ部と前記フットプレート部との間を通過するリード線によって接続されている、請求項２〜６のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
8. 前記眼圧センサ素子、前記アンテナ素子、前記リード線、及び前記多孔質生体適合性材料の間に位置付けられた少なくとも１つの保護層をさらに備え、前記多孔質生体適合性材料が各保護層を包含している、請求項７に記載の一体型眼内デバイス。
9. 前記眼圧センサ素子、前記アンテナ素子、及び前記リード線の周りに単一の保護層が形成され、前記単一の保護層が、前記多孔質生体適合性材料から房水の圧力を測定できるようにする開口を前記眼圧センサ素子の近傍に有する、請求項８に記載の一体型眼内デバイス。
10. 前記多孔質生体適合性材料が天然高分子からなる、請求項１〜９のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
11. 前記多孔質生体適合性材料が合成高分子からなる、請求項１〜９のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
12. 前記合成高分子がシリコーンゴムからなる、請求項１１に記載の一体型眼内デバイス。
13. 前記多孔質生体適合性材料の平均厚さが、１００μｍ〜１０００μｍである、請求項１〜１２のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
14. 前記多孔質生体適合性材料の平均厚さが、１００μｍ〜５００μｍである、請求項１３に記載の一体型眼内デバイス。
15. 前記多孔質生体適合性材料の平均厚さが、２００μｍ〜５００μｍである、請求項１４に記載の一体型眼内デバイス。
16. 前記多孔質生体適合性材料が、２０μｍ〜９０μｍの平均細孔直径を有する略球形の開細孔を備える、請求項１〜１５のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
17. 前記平均細孔直径が２０μｍ〜４０μｍである、請求項１６に記載の一体型眼内デバイス。
18. 前記平均細孔直径が２５μｍ〜３０μｍである、請求項１７に記載の一体型眼内デバイス。
19. 前記略球形の開細孔が、前記平均細孔直径の１５％〜４０％の細孔相互接続路を有する、請求項１６〜１８のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
20. 前記多孔質生体適合性材料が、「山と谷」形状トポグラフィを有する凹凸の外表面を備える、請求項１〜１９のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
21. 前記凹凸の外表面の表面変化が、前記多孔質生体適合性材料の前記平均厚さに対して１００μｍ〜３００μｍである、請求項２０に記載の一体型眼内デバイス。
22. 前記多孔質生体適合性材料が、１μｌ／分の流量に対して、圧力低下が１ｍｍＨｇ未満の抵抗値で房水流を排液させる、請求項１〜２１のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
23. 前記アンテナ素子が誘導アンテナ素子を備える、請求項１〜２２のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
24. 前記アンテナ素子が受動的である、請求項２３に記載の一体型眼内デバイス。
25. 前記眼圧センサ素子が受動的である、請求項１〜２４のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
26. 眼圧センサ処理システムをさらに備え、前記眼圧センサが前記眼圧センサ処理システムの一部を形成する、請求項１〜２５のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
27. 前記眼圧センサ処理システムが、前記アンテナ素子により受信された信号をデコードするためのデコーダと、前記受信信号から電力信号を得るための検出器とを備える、請求項２６に記載の一体型眼内デバイス。
28. 前記眼圧センサ処理システムが、前記受信信号から導き出された電力信号に関するエネルギーを貯蔵するためのエネルギー貯蔵モジュールをさらに備える、請求項２７に記載の一体型眼内デバイス。
29. 前記眼圧センサ処理システムが、前記アンテナ素子により送信される信号をエンコードするためのエンコーダを備える、請求項２６〜２８のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイス。
30. 交信・処理システムと、
    請求項１〜２９のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイスであって、前記交信・処理システムと無線通信するように配置された眼内デバイスと
    を備える眼圧モニタリングシステム。
31. 前記交信・処理システムが、作動信号を前記一体型眼内デバイスに送信するとともに作動時に前記一体型眼内デバイスにより得られた眼圧測定値に対応する信号を受信するための送受信器素子を備える、請求項３０に記載の眼圧モニタリングシステム。
32. 前記交信・処理システムが、眼圧測定値に関するデータを遠隔位置に送信する通信モジュールを備える、請求項３１に記載の眼圧モニタリングシステム。
33. 前記交信・処理システムが、眼鏡、杖、枕カバー、及びシートの少なくとも１つに搭載される、請求項３０〜３２のいずれか一項に記載の眼圧モニタリングシステム。
34. ａ）請求項１〜２９のいずれか一項に記載の一体型眼内デバイスを埋設する工程と、
    ｂ）前記一体型眼内デバイス内部の前記眼圧センサ素子を使用して眼圧測定値を測定する工程と
    を含む、眼圧をモニタリングする方法において、
    工程ａ）が、前記眼圧センサ素子を有する前記デバイスの部分を、眼の前眼房内部に埋設することを含むことを特徴とする方法。
35. 工程ａ）が、眼に輪部切開を施す工程と、前記フットプレート部を眼の前眼房内部に位置付け、前記ネック部が前記輪部切開内に位置付けられる工程と、前記ボディ部を眼の外層内部に位置決めする工程とを含む、請求項３４に記載の眼圧をモニタリングする方法。
36. 工程ａ）が、前記ボディ部を眼の脈略膜と強膜との間に位置付けることをさらに含む、請求項３５に記載の眼圧をモニタリングする方法。
37. 工程ｂ）が、前記眼圧センサ素子とやり取りを行なう体外デバイスを使用して眼圧測定値の出力を得ることを含む、請求項３４〜３６のいずれか一項に記載の眼圧をモニタリングする方法。