JP2015226846A - 眼内レンズ - Google Patents

Abstract

【課題】眼科の外科的処置及びシステムを提供する。
【解決手段】患者の眼に眼内レンズを挿入するためのシステム及び方法は、光ビームを発生させるための光源と、光ビームを偏向させて、位置合わせ特徴部を含む封入治療パターンを形成するためのスキャナと、患者の眼のターゲット組織へ封入治療パターンを送出して、そこに位置合わせ特徴部を有する封入切開部を形成するための送出システムとを含む。眼内レンズは、封入切開部内に置かれ、眼内レンズは、封入切開部の位置合わせ特徴部と係合する位置合わせ特徴部を有する。代替的に、スキャナは、支柱部材を通じて眼内レンズに接続された柱に対して別の位置合わせ切開部を作ることができる。
【選択図】図１４

Description

関連出願
本出願は、２００７年３月１３日出願の米国特許仮出願第６０／９０６、９４４号の恩典を主張し、これは、本明細書において引用により組み込まれている。

本発明は、眼科の外科的処置及びシステムに関する。

白内障摘出は、２０００年には米国で年間に実施された２５０万例と、世界中で９１０万例と推定された世界で最も一般的に実施された外科的処置の１つである。これは、２００６年には全世界の症例が推定約１、３３０万例まで増加すると予測された。この市場は、移植のための眼内レンズ、外科的手技を容易にする粘弾性ポリマー、超音波水晶体乳化吸引先端部を含む使い捨て器具類、管類、並びに様々なナイフ及び鉗子を含む様々なセグメントから成る。最新の白内障手術は、典型的には、超音波水晶体乳化吸引術と呼ばれる技術を用いて実施され、冷却目的のための付随水流を有する超音波先端部を用いて、前嚢切開術又は最近になって被膜破裂法と呼ばれる前水晶体嚢における開口の実施後にレンズの比較的硬い核を彫刻する。これらの段階、並びに断片化することなく吸引法による残りのより柔らかい水晶体皮質の除去の後に、合成折り畳み式眼内レンズ（ＩＯＬ）が、小さな切開部を通して眼の中に挿入される。

処置の最も早期で最も重要な段階の１つは、被膜破裂法の実施である。この段階は、先の尖った針を用いて円状に前水晶体嚢を穿孔した後に典型的には直径５−８ｍｍの範囲内で円形断片の水晶体嚢を除去する缶オープナ嚢切開術と呼ばれる以前の技術から生まれたものである。これは、超音波水晶体乳化吸引術による核彫刻の次の段階を容易にする。初期の缶オープナ技術関連の様々な合併症のために、当分野をリードする専門家により、乳化段階に先行して前水晶体嚢を除去するためのより優れた技術を開発する試みが行われた。被膜破裂法の概念は、核の超音波水晶体乳化吸引術が安全かつ容易に実施できるだけでなく、眼内レンズの容易な挿入も実施することができる滑らかな連続円形開口部を提供することである。それは、挿入するための透明中央アクセス及び患者による網膜への像の伝達のための永続的絞りの両方と、転位の可能性を制限すると考えられる残りの被膜の内側のＩＯＬの支持体も提供する。

缶オープナ嚢切開術のより古い技術を用いて、又は更に連続被膜破裂法によってさえも、外科医が、赤色反射の不足により被膜を十分に視覚化することができず、十分安全にそれを握ることができず、半径方向裂け目及び伸展なしに又は初期開口後の前房の深度の維持、小さなサイズの瞳孔、又はレンズ混濁による赤色反射の欠如に関連する技術的困難なしに適切なサイズの滑らかな円形開口部を引き裂くことができないことに関連した問題が発生する場合がある。視覚化に関連する問題の一部は、メチレンブルー又はインドシアニングリーンのような色素の使用により最小にされてきた。付加的合併症は、弱い小帯の患者（典型的には高齢患者）及び機械的に破裂させるのが非常に困難である非常に柔らかくて弾力性のある被膜を有する幼児において起こる。

多くの白内障患者は、乱視である。乱視は、角膜が１つの方向で他よりも曲率が異なる時に起こる可能性がある。ＩＯＬは、乱視を矯正するのに用いられるが、正確な配置、配向、及び安定性を必要とする。ＩＯＬを用いる完全かつ長期間継続する矯正は、困難である。更に、ＩＯＬは、多くの患者がより深刻な収差を有するにも関わらず、現在、５Ｄを超える乱視を矯正するのには用いられない。それを更に矯正する段階は、多くの場合、角膜形状をより球形に又は少なくともより半径方向に対称にする段階を伴う。「角膜形成」、「乱視角膜切除術（ＡＫ）」、「角膜減張切開術（ＣＲＩ）」、及び「角膜輪部減張切開術（ＬＲＩ）」を含む多くの手法が存在している。全ては、手作業の機械的切開術を用いて行われる。現在、乱視は、容易に又は予想通りには完全に矯正することはできない。異常を矯正する手術を受けた者の約３分の１は、彼らの眼がかなりの程度まで退行し、僅かな改善のみが分かることを見出している。別の３分の１は、乱視が著しく軽減しているが完全には矯正されていないことを見出している。残りの３分の１は、望ましい矯正の殆ど又は全てが達成された最も有望な結果を有する。

米国特許仮出願第６０／９０６、９４４号 米国特許第５、７４８、８９８号 米国特許第５、７４８、３５２号 米国特許第５、４５９、５７０号 米国特許第６、１１１、６４５号 米国特許第６、０５３、６１３号

必要なものは、乱視の白内障患者の医療水準を進歩させる眼科的方法、技術、及び装置である。

本発明は、短いパルスレーザを用いることによって患者の眼の被膜内にＩＯＬを精密かつ正確に着座させて、サイズ及び形状がＩＯＬ自体のそれを補完する被膜切開部を作成する方法及び装置を提供する。これは、非対称な特徴部を切開部及びレンズ又はその一部分に追加することによって達成することができる。

ターゲット組織上の病変を治療するための装置は、光ビームを発生させるための光源、位置合わせ特徴部を含む封入治療パターンの形態で光ビームを偏向させるためのスキャナ、及びターゲット組織へ封入治療パターンを送出して、そこに位置合わせ特徴部を有する封入切開部を形成するように構成された１つ又はそれよりも多くの光学要素の送出システムを含む。

患者の眼に挿入するための眼内レンズは、通過する光を集束させるように成形されたレンズ部分と、バネ力をレンズ部分に供給するためにレンズ部分から延びる少なくとも２つの触覚部とを含む。レンズ部分は、位置合わせ特徴部を形成する周囲エッジを含む。

患者の眼に挿入するための眼内レンズは、通過する光を集束させるように成形されたレンズ部分と、バネ力をレンズ部分に供給するためにレンズ部分から延びる少なくとも２つの触覚部と、少なくとも１つの支柱部材から分離され、かつそれによってレンズ部分に接続された柱とを含む。

本発明の他の目的及び特徴は、明細書、特許請求の範囲、及び添付の図の精査によって明らかであろう。

光学ビーム走査システムの概略図である。 代替のビーム結合手法を示す光学図である。 代替のＯＣＴ構成を有する光学ビーム走査システムの概略図である。 別の代替のＯＣＴ結合手法を有する光学ビーム走査システムの概略図である。 回転非対称被膜破裂切開部の上面図である。 補完的回転非対称ＩＯＬの上面図である。 図５の被膜に位置決めされた図６のＩＯＬの上面図である。 図６の回転非対称ＩＯＬの側面図である。 図６の回転非対称ＩＯＬの側面図である。 回転非対称被膜破裂切開部の上面図である。 補完的回転非対称ＩＯＬの上面図である。 図１０の被膜に位置決めされた図１１のＩＯＬの上面図である。 回転非対称被膜破裂切開部の上面図である。 補完的回転非対称ＩＯＬの図式を示す上面図である。 回転非対称被膜破裂切開部の上面図である。 補完的回転非対称ＩＯＬの上面図である。 図１６の回転非対称ＩＯＬの斜視図である。 図１６の回転非対称ＩＯＬの側面図である。 回転非対称ＩＯＬの上面図である。 回転非対称ＩＯＬの上面図である。

本明細書に開示する技術及びシステムは、医療の現在の基準に勝る多くの利点を提供する。具体的には、水晶体嚢における迅速かつ正確な開口が、３次元パターン化レーザ切断を用いて可能にされ、眼内レンズの配置及び安定性を促進する。

本明細書に説明する技術が可能にする別の処置は、前及び／又は後水晶体嚢における切開部の制御された形成に備えるものである。従来の処置は、真円又は完全に近い円の切断を必要とする。従来の手作業被膜破裂技術を用いて形成された開口部は、開口部を形成するのに、主として、水晶体嚢組織の機械的剪断特性及び水晶体嚢の制御不能な断裂に依存する。これらの従来の技術は、中心レンズ部分又は機械的切断器具を用いてアクセス可能な区域に制限され、かつ様々な限定された程度で裂け目の形成中に正確な解剖学的測定値を利用することに限定される。反対に、本明細書に説明する制御可能なパターン化レーザ技術を用いて、前及び／又は後嚢の実際上あらゆる位置に及び実際上あらゆる形状で切開部を作成することができる。「バッグ・イン・ザ・レンズ」手術では、定位置にＩＯＬを嵌めるために、適合する切開部が前及び後嚢の両方で作られるべきである。本発明は、そのような切開部の適合を実施するのに独特に適している。

更に、これらの被膜切開部は、位置及び回転の向きの両方において正確に位置決めする必要がある非対称ＩＯＬを収容するように調整するか又は適合させることができる。更に、本明細書に説明する制御可能なパターン化レーザ技術はまた、周囲の組織に対する影響を最小にしながら切開部又は開口部形成を可能にする利用可能な正確な水晶体嚢サイズ、測定値、及び他の寸法情報を有し、及び／又はそれらを利用する。

本発明は、超高速（ＵＦ）光源４（例えば、フェムト秒レーザ）を含む図１に示すシステム２のような患者の眼６８に光学ビームを投影するか又は走査するシステムによって実施することができる。このシステムを用いて、ビームは、３次元Ｘ、Ｙ、Ｚで患者の眼の中で走査することができる。この実施形態では、ＵＦ波長は、１０１０ｎｍから１１００ｎｍで異なる場合があり、かつパルス幅は、１００ｆｓから１００００ｆｓで異なる場合がある。パルス繰返し周波数も、１０ｋＨｚから２５０ｋＨｚで異なる場合がある。非ターゲット組織に対する意図しない損傷に関する安全限界は、繰返し数及びパルスエネルギに関する上限を規定すると同時に、閾値エネルギ、処置を完了する時間、及び安定性は、パルスエネルギ及び繰返し数に対して下限を規定する。眼６８の中、並びに具体的には水晶体６９及び眼の前嚢内の焦点スポットのピーク電力は、光学破壊を生成してプラズマ媒介アブレーション過程を開始するのに十分である。近赤外線波長は、生体組織中の線形光吸収及び散乱がこのスペクトル領域にわたって低下するので好ましい。例示的に、レーザ４は、１００ｋＨｚの繰返し数及び１０マイクロジュール範囲の個々のパルスエネルギで５００ｆｓパルスを生成する繰返しパルス式１０３５ｎｍ装置とすることができる。

レーザ４は、入力及び出力装置３０２を通じて制御電子器械３００によって制御されて光学ビーム６を作成する。制御電子器械３００は、コンピュータ、マイクロコントローラ、その他とすることができる。この例では、全体のシステムは、コントローラ３００、及び入力／出力装置ＩＯ３０２を通って移動されたデータによって制御される。グラフィカル・ユーザインタフェースＧＵＩ３０４を用いて、システム作動パラメータ、ＧＵＩ３０４上のプロセスユーザ入力（ＵＩ）３０６、及び眼球構造の画像のようなディスプレイ収集情報を設定することができる。

発生したＵＦ光ビーム６は、半位相差板８及び直線偏光子１０を通過して患者の眼６８に向って進む。ビームの偏光状態は、望ましい量の光が、ＵＦビーム６に対して可変減衰器として一緒に作用する半位相差板８及び直線偏光子１０を通過するように調節することができる。更に、直線偏光子１０の向きは、ビーム結合器３４に入射する入射偏光状態を決め、それによってビーム結合器の処理機能を最適化する。

ＵＦビームは、シャッター１２、絞り１４、及びピックオフ装置１６を通って進む。システム制御シャッター１２は、処置及び安全上の理由に対してレーザのオン／オフ制御を保証する。絞りは、レーザビームに対して外側の有用な直径を設定し、ピックオフは、有用なビームの出力をモニタする。ピックオフ装置１６は、部分反射鏡２０及び検出器１８を含む。パルスエネルギ、平均電力、又は組合せは、検出器１８を用いて測定することができる。情報は、減衰のための半位相差板８へのフィードバックのために及びシャッター１２が開いているか又は閉じているかを検証するために用いることができる。更に、シャッター１２は、冗長状態検出をもたらすように位置センサを有することができる。

ビームは、ビーム直径、発散、循環性、及び乱視のようなビームパラメータを修正することができるビーム調整ステージ２２を通過する。この例示的な例では、ビーム調整ステージ２２は、意図するビームサイズ及び平行化を達成するために球形光学器械２４及び２６から成る２要素ビーム拡大望遠鏡を含む。本明細書には示されていないが、アナモルフィック又は他の光学システムを用いて望ましいビームパラメータを達成することができる。これらのビームパラメータを判断するのに用いる係数は、レーザの出力ビームパラメータ、システムの全体の倍率、及び治療位置における望ましい開口数（ＮＡ）を含む。更に、光学システム２２を用いて、望ましい位置（例えば、以下に説明する２軸走査装置５０間の中心位置）に絞り１４を結像することができる。このようにして、絞り１４を確実に通過する光の量が、走査システムを確実に通ることが保証される。ピックオフ装置１６は、こうして使用可能光の信頼できる測定器である。

調整ステージ２２を出た後に、ビーム６は、折り畳み鏡２８、３０、及び３２から反射する。これらの鏡は、アラインメント目的のために調節可能にすることができる。ビーム６は、次に、ビーム結合器３４に入射する。ビーム結合器３４は、ＵＦビーム６を反射する（かつ以下に説明するＯＣＴ１１４及び照準２０２ビームの両方を透過する）。効率的なビーム結合器作動に対して、入射角は、好ましくは、４５度未満に保持され、可能であればビームの偏光が固定される。ＵＦビーム６に対して、直線偏光子１０の向きは、固定偏光をもたらす。

ビーム結合器３４の後に、ビーム６は、ｚ調節又はＺ走査装置４０へと続く。この例示的な例では、ｚ調節は、２つのレンズ群４２及び４４（各レンズ群は、１つ又はそれよりも多くのレンズを含む）を有する「ガリレイ」望遠鏡を含む。レンズ群４２は、望遠鏡の平行化位置の周りのｚ軸に沿って移動する。このようにして、患者の眼６８のスポットの焦点位置は、図のようにｚ軸に沿って移動する。一般的に、レンズ４２の運動と焦点の運動の間に固定直線関係がある。この場合には、ｚ調節望遠鏡は、約２ｘビーム拡大率と、レンズ４２の移動対焦点の移動の１：１の関係とを有する。代替的に、レンズ群４４は、ｚ軸に沿って移動し、ｚ調節及び走査を移動させることができる。ｚ調節は、眼６８の治療のためのｚ走査装置である。それは、システムによって自動的かつ動的に制御することができ、独立であるように又は次に説明するＸ−Ｙ走査装置と相互作用するように選択することができる。鏡３６及び３８は、光軸をｚ調節装置４０の軸に整列させるために用いることができる。

ｚ軸装置４０を通過した後に、ビーム６は、鏡４６及び４８によってｘ−ｙ走査装置に向けられる。鏡４６及び４８は、アラインメント目的のために調節可能にすることができる。Ｘ−Ｙ走査は、モータ、検流計、又はあらゆる他の公知の光移動装置を用いて直交方向に回転する制御電子器械３００の制御下で、好ましくは、２つの鏡５２及び５４を用いて走査装置５０によって達成される。鏡５２及び５４は、以下に説明する対物レンズ５８及びコンタクトレンズ６６の組合せのテレセントリック位置の近くに位置する。これらの鏡５２／５４を傾斜させることにより、これらがビーム６を反射するようにし、患者の眼６８に位置するＵＦ焦点の平面内に横方向変位を引き起こす。対物レンズ５８は、図示のように、複合多要素レンズ要素とすることができ、レンズ６０、６２、及び６４によって表すことができる。レンズ５８の複雑性は、走査視野サイズ、焦点スポットサイズ、対物レンズ５８の近位側及び遠位側の両方に対して利用可能な作動距離、並びに収差制御の量に依存することになる。１５ｍｍの直径の入力ビームサイズを有する１０ｍｍの視野にわたって１０μｍのスポットサイズを発生させる焦点距離６０ｍｍのｆ−シータレンズ５８は、一例である。代替的に、スキャナ５０によるＸ−Ｙ走査は、入力及び出力装置３０２を通じて制御電子器械３００によって制御することができる１つ又はそれよりも多くの移動可能光学器械（例えば、レンズ、回折格子）を用いることによって達成することができる。

照準及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によって自動的に発生させることができる。そのようなパターンは、光の単一スポット、光の複数のスポット、光の連続パターン、光の複数の連続パターン、及び／又はこれらのあらゆる組合せから成るであろう。更に、照準パターンは（以下に説明する照準ビーム２０２を用いて）、治療パターン（光ビーム６を用いて）と同一である必要はなく、好ましくは、治療光が患者の安全性のために望ましいターゲット区域内だけに送出されることを保証するためにその境界を少なくとも形成する。これは、例えば、意図する治療パターンの輪郭を設ける照準パターンを有することによって行うことができる。このようにして、治療パターンの空間的範囲は、個々のスポット自体の正確な位置ではないにしても、ユーザに知らせることができ、従って、走査が、速度、効率、及び精度に対して最適化される。照準パターンも、ユーザに対してその可視性を更に高め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。

いずれかの好ましい眼科用レンズとすることができる任意的なコンタクトレンズ６６を用いて、眼の位置を安定化させるのを助けながら光学ビーム６の焦点を患者の眼６８に合わせるのに役立たせることができる。光学ビーム６の位置決め及び特徴、及び／又はビーム６が眼６８上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装置、又はあらゆる他の好ましいユーザ入力装置（例えば、ＧＵＩ３０４）の使用によって更に制御され、患者及び／又は光学システムを位置決めすることができる。

ＵＦレーザ４及びコントローラ３００を設定して、眼６８のターゲット構造の表面を標的にし、かつビーム６が必要に応じて集束されて無意識に非ターゲット組織を損傷しないことを保証することができる。例えば、「光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）」、「Ｐｕｒｋｉｎｊｅ」画像、「Ｓｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ」画像、又は超音波のような本明細書に説明する画像診断法及び技術を用いて、２Ｄ及び３Ｄパターン形成を含むレーザ集束法に対してより高い正確性をもたらすようにレンズ及び水晶体嚢の位置を求めて厚みを測定することができる。レーザ集束法も、照準ビーム、「光干渉断層撮影法（ＯＣＴ）」、「Ｐｕｒｋｉｎｊｅ」画像、「Ｓｃｈｅｉｍｐｆｌｕｇ」画像、超音波、又は他の公知の眼科用又は医用画像診断法及び／又はこれらの組合せの直接観察を含む１つ又はそれよりも多くの方法を用いて達成することができる。図１の実施形態では、ＯＣＴ装置１００を説明したが、他の様式も本発明の範囲にある。眼のＯＣＴ走査は、前及び後水晶体嚢の軸線方向位置、白内障の核の境界、並びに前房の深度に関する情報を提供することになる。この情報は、次に、制御電子器械３００内にロードされてその後のレーザ支援外科的処置をプログラムして制御するのに用いられる。この情報はまた、例えば、水晶体嚢を切断するために用いる焦点面の軸線方向上限及び下限、並びに水晶体皮質及と核の区分け、とりわけ水晶体嚢の厚みのような処置に関連する広範なパターンを判断するのに用いることができる。

図１のＯＣＴ装置１００は、ファイバー結合器１０４によって基準アーム１０６とサンプルアーム１１０とに分けられたブロードバンド又は掃引光源１０２を含む。基準アーム１０６は、好ましい分散及び経路長補償と共に基準反射を収容するモジュール１０８を含む。ＯＣＴ装置１００のサンプルアーム１１０は、残りのＵＦレーザシステムに対してインタフェースとして機能を果たす出力コネクタ１１２を有する。基準及びサンプルアーム１０６、１１０の両方からの戻り信号は、次に、時間領域の周波数又は単一ポイント検出技術のいずれかを使用する検出装置１２８に結合器１０４によって向けられる。図１では、周波数領域技術は、９２０ｎｍのＯＣＴ波長及び１００ｎｍの帯域幅で用いられる。

コネクタ１１２を出ると、ＯＣＴビーム１１４は、レンズ１１６を用いて平行化される。平行化ビーム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、眼の焦点における望ましいＮＡと眼６８をもたらすビーム列の倍率とに依存する。一般的には、ＯＣＴビーム１１４は、焦点面のＵＦビーム６と同じ高さのＮＡを必要とせず、従って、ＯＣＴビーム１１４は、ビーム結合器３４の位置においてＵＦビーム６よりも直径が小さい。その後の平行化レンズ１１６は、眼においてＯＣＴビーム１１４の得られるＮＡを更に修正する絞り１１８である。絞り１１８の直径は、ターゲット組織に入射するＯＣＴ光及び戻り信号の強度を最適化するように選択される。能動的又は動的とすることができる偏光制御要素１２０を用いて、例えば、角膜複屈折の個々の差によって生じる場合がある偏光状態変化を補償する。鏡１２２及び１２４は、次に、ＯＣＴビーム１１４をビーム結合器１２６及び３４に向けるのに用いられる。鏡１２２及び１２４は、アラインメント目的のために、特にビーム結合器３４の後のＵＦビーム６に対してＯＣＴビーム１１４の上に重ねるために調節可能にすることができる。同様に、ビーム結合器１２６を用いて、ＯＣＴビーム１１４を以下に説明する照準ビーム２０２と結合する。

ビーム結合器３４の後のＵＦビーム６と結合した状態で、ＯＣＴビーム１１４は、残りのシステムを通ってＵＦビーム６と同じ経路を辿る。このようにして、ＯＣＴビーム１１４は、ＵＦビーム６の位置を示す。ＯＣＴビーム１１４は、ｚ走査４０及びｘ−ｙ走査５０装置、次に、対物レンズ５８、コンタクトレンズ６６を通過して眼６８に入る。眼の内の構造体からの反射及び散乱は、光学システムを通ってコネクタ１１２へ、結合器１０４を通ってＯＣＴ検出器１２８まで元に戻る戻りビームを提供する。これらの戻り反射は、ＯＣＴ信号を提供し、これらは、次に、ＵＦビーム６の焦点位置のＸ、Ｙ、Ｚにおける位置に関してシステムによって解釈される。

ＯＣＴ装置１００は、その基準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働く。従って、ｚ調節４０を通るＯＣＴの通過は、光路長が、４２の移動の関数として変化しないので、ＯＣＴシステム１００のｚ範囲を広げない。ＯＣＴシステム１００は、検出手法に関連している固有のｚ範囲を有し、かつ周波数領域検出の場合には、それは、具体的には、分光計及び基準アーム１０６の位置に関連している。図１で用いるＯＣＴシステム１００の場合には、ｚ範囲は、水性環境において約１−２ｍｍである。この範囲を少なくとも４ｍｍまで広げることは、ＯＣＴシステム１００内の基準アームの経路長の調節を含む。ｚ調節４０のｚ走査を通る基準アーム内のＯＣＴビーム１１４の通過は、ＯＣＴ信号強度の最適化を可能にする。これは、ＯＣＴシステム１００の基準アーム１０６内の経路を相応に増大させることによって拡大光路長に対応しながら、ＯＣＴビーム１１４の焦点をターゲット構造に合わせることによって達成される。

浸漬指数、屈折、並びに有色及び単色の両方の色収差のような影響によるＵＦ焦点装置に対するＯＣＴ測定の基本的な相違のために、ＵＦビーム焦点位置に対してＯＣＴ信号を分析するのに注意が必要である。Ｘ、Ｙ、Ｚの関数としての較正又は位置合わせ手順は、ＯＣＴ信号情報をＵＦ焦点位置に適合させるために、かつ絶対寸法量に関連付けるためにも行う必要がある。

照準ビームの観察もＵＦレーザ焦点の指示に関してユーザを助けるのに用いることができる。更に、赤外線ＯＣＴ及びＵＦビームの代わりに肉眼で見える照準ビームは、照準ビームが正確に赤外線ビームパラメータを表すならば、アラインメントに役に立つ場合がある。照準サブシステム２００は、図１に示す構成に使用される。照準ビーム２０２は、６３３ｎｍの波長におけるヘリウムネオンレーザ作動のような照準ビーム光源２０１によって発生される。代替的に、６３０−６５０ｎｍ範囲のレーザダイオードを用いることができる。ヘリウムネオン６３３ｎｍビームを用いる利点は、例えば、ビーム列の光学品質を測定するために、レーザ不均等経路干渉計（ＬＵＰＩ）として照準経路の使用を可能にすると考えられるその長い干渉長である。

照準ビーム光源が照準ビーム２０２を発生させた状態で、照準ビーム２０２は、レンズ２０４を用いて平行化される。平行化ビームのサイズは、レンズ２０４の焦点距離によって決定される。照準ビーム２０２のサイズは、眼の焦点における望ましいＮＡと眼６８をもたらすビーム列の倍率とに依存する。一般的には、照準ビーム２０２は、焦点面のＵＦビーム６と同じＮＡに近い必要があり、従って、照準ビーム２０２は、ビーム結合器３４位置においてＵＦビームに類似の直径から成る。照準ビームは、眼のターゲット組織へのシステムアラインメント中にＵＦビーム６の代わりをするようになっているために、照準経路の多くは、上述のようなＵＦ経路に似ている。照準ビーム２０２は、半位相差板２０６及び直線偏光子２０８を通って進む。照準ビーム２０２の偏光状態は、望ましい量の光が偏光子２０８を通過するように調節することができる。要素２０６及び２０８は、従って、照準ビーム２０２に対して可変減衰器として作用する。更に、偏光子２０８の向きは、ビーム結合器１２６及び３４に入射する入射偏光状態を決め、それによって偏光状態を固定してビーム結合器の処理機能の最適化を可能にする。勿論、固体レーザが照準ビーム光源２００として用いられる場合、駆動電流は、屈折力を調節するために変えることができる。

照準ビーム２０２は、シャッター２１０及び絞り２１２を通って進む。システム制御シャッター２１０は、照準ビーム２０２のオン／オフ制御を提供する。絞り２１２は、照準ビーム２０２に対して外側の有用な直径を設定して適切に調節することができる。眼において照準ビーム２０２の出力を測定する較正処置を用いて、偏光子２０６の制御を通じて照準ビーム２０２の減衰を設定することができる。

照準ビーム２０２は、次に、ビーム調整装置１４を通過する。ビーム直径、発散、循環性、及び乱視のようなビームパラメータは、１つ又はそれよりも多くの公知のビーム調節光学器械を用いて修正することができる。光ファイバーから現れる照準ビーム２０２の場合には、ビーム調整装置２１４は、意図するビームサイズ及び平行化を達成するために２つの光学器械２１６及び２１８を有するビーム拡大望遠鏡を単に含むことができる。平行化の程度のような照準ビームパラメータを判断するために用いる最終因子は、眼６８の位置においてＵＦビーム６及び照準ビーム２０２を適合させるために必要なものに依存する。色差は、ビーム調整装置２１４の適切な調節によって考慮することができる。更に、光学システム２１４を用いて、絞り１４の共役位置のような望ましい位置に絞り２１２を結像する。

照準ビーム２０２は、次に、ビーム結合器３４の後のＵＦビーム６へのアラインメント位置合わせのために調節可能であることが好ましい折り畳み鏡２２２及び２２０から反射する。照準ビーム２０２は、次に、照準ビーム２０２がＯＣＴビーム１１４と結合されるビーム結合器１２６に入射する。ビーム結合器１２６は、照準ビーム２０２を反射してＯＣＴビーム１１４を透過し、これは、両波長範囲においてビーム結合機能の効率的作動を可能にする。代替的に、ビーム結合器１２６の透過及び反射機能は、逆にして、構成を反転することができる。ビーム結合器１２６の後で、ＯＣＴビーム１１４と共に照準ビーム２０２は、ビーム結合器３４によってＵＦビーム６と結合される。

眼６８上又は内にターゲット組織を結像するための装置は、撮像システム７１として図１に概略的に示されている。撮像システムは、ターゲット組織の画像を作成するためのカメラ７４及び照明光源８６を含む。撮像システム７１は、所定構造の周り又はその内部を中心にしたパターンを提供するために、システムコントローラ３００によって用いることができる画像を収集する。観察のための照明光源８６は、一般的には、ブロードバンド及びインコヒーレントである。例えば、光源８６は、図示のように複数のＬＥＤを含むことができる。観察光源８６の波長は、好ましくは、７００ｎｍから７５０ｎｍの範囲内であるが、ＵＦビーム６及び照準ビーム２０２に対して観察光をビーム経路と結合するビーム結合器５６（ビーム結合器５６は、ＯＣＴ及びＵＦ波長を透過しながら観察波長を反射する）によって達成されるいずれかのものとすることができる。ビーム結合器５６は、照準ビーム２０２が、ビームカメラ７４で見ることができるように、部分的に照準波長を透過することができる。光源８６の前の光学偏光要素８４は、直線偏光子、４分の１位相差板、半位相差板、又はあらゆる組合せとすることができ、かつ信号を最適化するのに用いられる。近赤外線波長によって発生するような疑似色画像も許容可能である。

光源８６からの照明光は、ＵＦ及び照準ビーム６、２０２と同じ対物レンズ５８及びコンタクトレンズ６６を用いて眼に向って下方に向けられる。眼６８の様々な構造体から反射して散乱した光は、同じレンズ５８及び６６によって収集されてビーム結合器５６に向けて後方に向けられる。そこで、戻り光は、ビーム結合器及び鏡８２を通じて観察経路内の後方、並びにカメラ７４の方向に向けられる。カメラ７４は、例えば、これに限定されるものではないが、適切な大きさにされたフォーマットのあらゆるシリコンベース検出器アレイとすることができる。ビデオレンズ７６は、カメラの検出器アレイ上に画像を形成すると同時に、光学器械８０及び７８は、偏光制御及び波長フィルタリングをそれぞれ提供する。絞り又は虹彩８１は、画像ＮＡの制御、従って、焦点深度及び被写界深度を提供する。小さな絞りは、患者ドッキング手順を助ける大きな被写界深度の利点をもたらす。代替的に、照明及びカメラ経路は、切り換えることができる。更に、照準光源２００は、直接見ることはできないが撮像システム７１を用いて取り込んで表示することができる赤外線を放出するように作ることができる。

粗調節位置合わせは、コンタクトレンズ６６が角膜と接触状態になる時に、ターゲット構造体がシステムのＸ、Ｙ走査の取り込み範囲にあるように、通常は必要である。従って、ドッキング手順が好ましく、これは、好ましくは、システムが接触条件（すなわち、患者の眼６８とコンタクトレンズ６６の間の接触）に近づく時に患者の運動を考慮に入れる。観察システム７１は、コンタクトレンズ６６が眼６８と接触する前に、患者の眼６８及び他の顕著な特徴を見ることができるほど焦点深度が十分大きいように構成される。

好ましくは、運動制御システム７０は、全体の制御システム２に組み込まれて、患者、システム２、又はその要素、又はその両方を移動させて、コンタクトレンズ６６と眼６８の間に正確かつ信頼できる接触を達成することができる。更に、真空吸引サブシステム及びフランジは、システム２に組み込むことができて、眼６８を安定化させるのに用いることができる。コンタクトレンズ６６を通じたシステム２への眼６８のアラインメントは、撮像システム７１の出力をモニタしながら達成することができ、ＩＯ３０２を通じて制御電子器械３００によって電子的に撮像システム７１によって生成された画像を分析することによって手動で又は自動的に実施することができる。力及び／又は圧力センサフィードバックも、接触を識別すると同時に真空サブシステムを開始するのに用いることができる。

代替のビーム結合構成は、図２の代替的な実施形態に示されている。例えば、図１の受動的ビーム結合器３４は、図２の能動的結合器１４０と交換することができる。能動的ビーム結合器３４は、図示のように検流走査鏡のような移動又は動的制御要素とすることができる。能動的結合器１４０は、ＵＦビーム６又は結合照準のいずれか及びＯＣＴビーム２０２、１１４をスキャナ５０及び最後には眼６８に１つずつ向けるために、その角度の向きを変化させる。能動的結合技術の利点は、それが、受動的ビーム結合器を用いて同様の波長範囲又は偏光状態を有するビームを結合させる難しさを回避することである。この機能は、能動的ビーム結合器１４０の位置許容誤差による時間的に同時のビーム、並びに場合によっては低い精度及び正確性を有する機能に対するトレードオフである。

別の代替的な実施形態が図３に示されており、それは、図１のそれと類似しているが、ＯＣＴ１００に対して代替の手法を利用する。図３では、ＯＣＴ１０１は、基準アーム１０６が基準アーム１３２に置換されていることを除いて図１のＯＣＴ１００と同じである。この自由空間ＯＣＴ基準アーム１３２は、レンズ１１６の後にビームスプリッタ１３０含むことによって達成される。基準ビーム１３２は、次に、偏光制御要素１３４を通って、次に、基準戻りモジュール１３６上に進む。基準戻りモジュール１３６は、適切な分散、並びに経路長調節及び補償要素を含んで、サンプル信号との干渉に対して適切な基準信号を発生させる。ＯＣＴ１０１のサンプルアームは、ここで、ビームスプリッタ１３０の後に生じる。この自由空間構成の潜在的利点は、基準及びサンプルアームの別々の偏光制御及び維持を含む。ＯＣＴ１０１のファイバーベースのビームスプリッタ１０４も、ファイバーベースの循環機と置換することができる。代替的に、ＯＣＴ検出器１２８及びビームスプリッタ１３０の両方は、基準アーム１３６とは対照的に互いに移動することができる。

図４は、ＯＣＴビーム１１４及びＵＦビーム６を結合するための別の代替的な実施形態を示している。図４では、ＯＣＴ１５６は（これは、ＯＣＴ１００又は１０１の構成のいずれかを含むことができる）、そのＯＣＴビーム１５４がビーム結合器１５２を用いてｚ走査４０の後にＵＦビーム６に連結されるように構成される。このようにして、ＯＣＴビーム１５４は、ｚ調節を使用しないようにされる。これは、ＯＣＴ１５６が、場合によってはより容易にビームに折り畳まれることを可能にして、より安定な作動のために経路長を短縮する。このＯＣＴ構成は、図１に対して示したように最適信号戻り強度を犠牲にしている。米国特許第５、７４８、８９８号、米国特許第５、７４８、３５２号、米国特許第５、４５９、５７０号、米国特許第６、１１１、６４５号、及び米国特許第６、０５３、６１３号（これらは、本明細書において引用により組み込まれている）に説明したように、時間及び周波数領域手法、単一及び二重ビーム法、掃引源、その他を含むＯＣＴ干渉計の構成に対する多くの可能性が存在する。

図５から９は、上述の走査システム２を用いて実施することができる本発明の実施形態の異なる態様を示している。図５に示すように、被膜破裂切開部４００は（これは、システム２を用いて作成することができる）、乱視矯正眼内レンズ（ＩＯＬ）に対して調整される。そのような乱視矯正ＩＯＬは、眼６８の被膜４０２内の正しい位置に配置するだけでなく、正しい回転／クロッキング角度で配向することも必要である。従って、これらは、球形ＩＯＬと異なって固有の回転非対称性を有する。この例で示す切開部４００は、楕円形であるが、他の形状も有用である。切開部４００を連続的に又は区分的に作って、患者の眼６８の水晶体嚢装置の構造的一体性を大体において維持することができる。そのような不完全な切開部４００は、穿孔切開部として考えることができ、かつ被膜破裂を不注意に延ばすそれらの可能性を最小にするために徐々に除去するように作ることができる。いずれにしても、切開部４００は、封入された切開部であり、これは、本発明の開示の目的に対しては、それが同じ位置で始まって終わり、かつそこにある一定の量の組織を囲むことを意味する。封入切開部の最も簡単な例は、丸い組織片が切開部によって囲まれる円形切開部である。従って、これにより、封入治療パターンは（すなわち、封入切開部を形成するためにシステム２によって発生した）、同じく同じ位置で始まって終わり、それによって囲まれる空間を形成するものであることになる。

封入切開部４００の１つの重要な特徴は、それが、その内側に置かれることになるＩＯＬを配向するための位置合わせ特徴部を含むことである。図示の楕円形切開部４００に対して、その楕円形状は、手作業のＣＣＣの望ましい円形結果と異なり、その固有の回転非対称によってＩＯＬの正確な配置を考慮するその位置合わせ特徴である。切開部４００の楕円形主軸４０４及び短軸４０６が示されている。主軸４０４及び短軸４０６は、等しくない。切開部４００は、患者の眼６８に対してあらゆる回転角度で作ることができるが、この例では、水平位置に沿って位置するその主軸４０４を有する虹彩の平面内にあるように示されている。切開部４００は、ＩＯＬ上の１つ又はそれよりも多くの補完的位置合わせ特徴部と嵌合するように意図されている。システム２の測距サブシステム（例えば、ＯＣＴ１００サブシステム）を用いて、切開すべき被膜４０２の表面を精密に形成することができる。これは、名目上ターゲット被膜４０２自体の近くにレーザパルスを分離する機能を果たすことができ、従って、必要なエネルギ及び治療時間を最小にして患者の安全性及び全体の効率を相応に増大させる。

図６に示すように、ＩＯＬ４０８は、光を集束させるのに用いる光学器械部分４１０と、ＩＯＬ４０８を位置決めするのに用いる触覚部４１６とを含む。光学器械４１０は、楕円形状周囲側壁又はエッジ４１２、すなわち、楕円形状切開部４００と嵌合する補完的位置合わせ特徴部を含む回転非対称（その光軸の周りで）レンズである。この例では、楕円形状エッジ４１２は、主軸４１８及び短軸４２０を含む。主軸４１８及び短軸４２０は、等しくない。眼内レンズＩＯＬ４０８は、患者の眼６８の被膜４０２内の適切な向き及び位置に眼内レンズ４０８の光学器械４１０を固定するために触覚部要素４１６を保持して被膜４０２に対して残りの場所を提供する機能を果たす表面４１４を更に含む。表面４１４は、楕円形として示されているが、楕円形である必要はない。触覚部４１６は、保持力を被膜４０２の前方部分に向って印加することによって安定性をもたらし、切開部４００に眼内レンズ４０８のエッジ４１２を着座させる機能を果たすことができる。触覚部４１６は、あらゆる向きに配備することができる。眼内レンズ４０８の光学器械４１０の円筒形矯正の向きは、その主軸４１８又はその短軸４２０のいずれかと一致するように作ることができる。このようにして、眼内レンズＩＯＬ４０８及び光学器械４１０は、標準化された方法で製造することができ、かつ切開部４００の回転の向き、並びに光学器械４１０の球形及び円筒形屈折力は、変化させるようにして、患者の眼６８の個々の光学的処方に適するようにすることができる。

図７は、嵌合する位置合わせ特徴部エッジ４１２及び切開部４００が係合して被膜４０２内に取り付けられ、かつ表面４１４上で静止した状態で、眼内レンズ４０８の適切な中間配置を示している。主軸４０４及び主軸４１８は、同じ長さのものではない。主軸４０６及び短軸４２０も、同じ長さではない。これは、被膜４０２が被膜破裂切開の後に幾分収縮する場合があるという事実に適合させるために行われる。これらの軸の長さ間の差は、被膜破４０２が収縮することを可能にし、依然として切開部４００を通じて被膜４０２内に眼内レンズ４０８を一層良く着座させることを意図している。これらの差は、適度な収縮を可能にするように制限すべきであるが、眼内レンズ４０８の有意な回転を可能にするほど制限すべきではない。これらの長さの差に対する標準値は、例えば、１００μｍから５００μｍに及ぶ場合がある。

図８は、図６及び７に示した同じ眼内レンズ４０８の側面図を示している。この概略図では、エッジ４１２は、眼内レンズ４０８の表面４２４と同じ光学器械４１０の側面に示されている。眼内レンズ４０８の表面４２２は、エッジ４１２と切開部４００の間の嵌合の一体性を維持する機能を果たす。エッジ４１２は、図６及び７に描かれた代替の図においては、表面４２２の投影として見られる。光学器械４１０の光軸４１１が示されている。触覚部４１６は、この図において視線に沿って置かれている。

図９は、図８のレンズ構成の側面図であるが、表示面４２６が両方向に湾曲していない（すなわち、円筒形レンズとして成形された）ことを示すために９０度回転されている。光学器械４１０のこの円筒形又は円環光学システムは、患者の乱視に対して円筒形矯正を提供する。触覚部４１６は、この図において視線に対して垂直である。

図１０は、図６の例の非対称性に類似しているが、切開部４００が、それ以外は丸い切開部４００から延びるノッチとして形成された位置合わせ特徴部４２８を含むことが異なる代替的な実施形態を示している。位置合わせ特徴部４２８は、眼内レンズ４１０上に適合する位置合わせ特徴部（すなわち、突起部）の位置を決める手段を提供する機能を果たす。光学器械４１０を含むＩＯＬ４０８の補完的位置合わせ特徴部４３０が、図１１に示されている。位置合わせ特徴部４２８の形状は、例示目的だけのために半円として示されている。代替的に、図１５に示すような涙滴形状は、エッジ４１２及び切開部４００に対して鋭いエッジを含む可能性はあまりなく、従って、被膜破裂の不注意な伸展が少ない傾向にある。多くの同様の補完的形状が可能であり、かつ本発明の範囲である。図１に記載した短いパルスレーザシステムの利点は、それが、プラズマ媒介アブレーション過程を通じて、伸展しそうにない滑らかな切開部４００を提供することができることである。

図１１では、位置合わせ特徴部４３０は、切開部４００の位置合わせ特徴部４２８と嵌合することが意図されている。これは、正しく光学器械４１０の位置を決めて、その回転的一体性を維持する機能を果たす。ここで、更に、エッジ４１２及び表面４１４は、患者の眼６８の被膜４０２に対して機械的安定性及び適切な配向を保証する特徴を提供する。非対称主軸４０４及び４１８の図６の説明と同様に、位置合わせ特徴部４３０は、個々の処方に適するように任意の回転の向きで配置することができる。触覚部４１６は、上述のようにあらゆる向きに配備することができる。

図１２は、図７に示すものと同様に、嵌合特徴部エッジ４１２が係合した切開部４００を通じて被膜４０２内に取り付けられた状態の眼内レンズ４０８の適正な中間配置を示している。

図１３は、被膜破裂切開部４００とは別で明確に異なる位置合わせ切開部４３２（システム２によって発生した治療光の位置合わせパターンで形成された）を追加した図６及び１０のものと類似した代替的な実施形態を示している。上述のように、位置合わせ切開部４３２は、眼内レンズ４０８上の適合位置合わせ特徴部の位置を決めるための手段を提供する機能を果たす。

図１４は、位置合わせ切開部４３２に及び眼内レンズ４０８上の光学器械４１０から離れて支柱４３６の上に位置する柱４３４を有する図１１のものと類似した代替的な実施形態を示している。柱４３４及び支柱４３６は、触覚部４１６間の法線から離れて傾いているように示されている。多くのそのような類似の補完的構成が可能であり、かつ本発明の範囲にある。

ＩＯＬ４０８も、周方向フランジによって被膜破裂切開部と嵌合することができる。被膜破裂切開部４００の形状は、図１５に概略的に示すように、円筒形矯正を達成するようにＩＯＬ４０８を向けるように作ることができる。図１５の乱視切開部４００は、図５、１０、及び１３のそれと類似しているが、それが、エッジ４１２及び表面４１４ではなく眼内レンズ４０８上のフランジと嵌合するように意図されることが追加されている。

図１６は、切開部４００と嵌合するようにフランジ４３８を利用する眼内レンズ４０８を示している。図示のように、眼内レンズ４０８は、光学器械４１０及びフランジ４３８から成る。このフランジ４３８は、図示のように、周方向とすることができるが、そうである必要はない。それは、単に光学器械４１０の上に置かれ、被膜４０２内に眼内レンズ４０８を嵌合して保持する同じ目的を果たすことができる。フランジ４３８は、切開部４００内に被膜４０２を着座させるように溝４４０を収容している。回転非対称溝４４０は、個々の乱視処方に対して正しい回転の向きで切開部４００内に眼内レンズ４０８を正確に位置決めして保持する機能を果たす。この光学矯正は、光学器械４１０を用いて達成される。代替的に、溝４４０は、フランジ４３８が眼内レンズ４３８の上に重なる時にフランジ４３８と光学器械４１０の間に作成することができる（図示のように、フランジ４３８内ではなく）。そのような眼内レンズ４０８は、「バッグ・イン・ザ・レンズ」手術で用いることができる。

図１７及び１８は、図１６のそれと同じ構成であるが、溝４４０をより良好に示すために異なる視覚的観点から示している。溝４４０は、図示のように連続的に又はフランジ４３８に切り込まれたノッチを設けることによって非連続的に切開部４００に係合するように作ることができる。そのようなノッチは、切開部４００を通じて被膜４０２とフランジ４３８の係合を更に容易に開始する機能を果たすことができる。代替的に、フランジ４３８は、そのエッジと溝４４０の間の深度がその円周に沿って変化するように作ることができる。従って、浅い深度の領域は、切開部４００を通じて眼内レンズ４０８を被膜４０２と更に容易に係合するための開始点として用いることができる。

図１９は、図１６のそれと類似した代替的な実施形態を示すが、ここでは、光学器械４１０は、フランジ４３８内で回転するように作ることができる。光学器械４１０の回転を揃えるために、角度アラインメントマーク４４４が、フランジ４３８上に表示され、補完的アラインメントマーク４４６が、光学器械４１０上に表示される。このようにして、眼内レンズ４０８及び光学器械４１０は、標準化された方法で製造することができ、光学器械４１０をその周囲のフランジ４３８に対して回転させて個々の処方に適する乱視矯正を提供することができる。アラインメントマーク４４４は、２２．５°の間隔で示されているが、そうでない場合もある。アラインメントマーク４４４及び４４６は、それらのホスト要素の材料にエッチングすることができ、又は代替的にこれらに刻み込むこともできる。

図２０は、図１４及び１９のそれと類似した１つの更に別の代替的な実施形態を示しており、ここでは、光学器械４１０は、リング４４８内で回転するように作ることができる。この例示的な例では、柱４３４及び支柱４３６は、光学器械４１０に一体化され、かつアラインメントマーク４４６を収容する。リング４４８は、前と同様に触覚部４１６及び表面４１４を含むが、ここではアラインメントマーク４４４も含む。光学器械４１０の支柱４３６上のアラインメントマーク４４６は、乱視矯正光学器械４１０の回転的配向を容易にする。このようにして、切開部４００を通じて患者の眼の被膜４０２内の眼内レンズ４０８の最終的配向は、あらゆる向きに行うことができる。多くのそのような類似の補完的構成が可能であり、かつ本発明の範囲内である。

本発明は、本明細書に上述して図示した実施形態に限定されることなく、特許請求の範囲に属するいかなる及び全ての変形を包含することは理解されるものとする。例えば、本明細書における本発明への参照は、いかなる特許請求の範囲又は特許請求の範囲の条項の範囲を限定するように意図したものではなく、特許請求の範囲の１つ又はそれよりも多くによって含むことができる１つ又はそれよりも多くの特徴を単に参照するに過ぎない。図１、３、及び４に示すスキャナ５０の下流の全ての光学要素は、ビーム６、１１４、及び２０２をターゲット組織へ送出するための光学要素の送出システムを形成する。おそらく、システムの望ましい特徴に応じて、示した光学要素の一部又はその殆どさえも送出システムでは省略することができ、システムは、依然として走査ビームをターゲット組織へ確実に送出する。突起位置合わせ特徴部は、窪み（すなわち、ノッチ）で置換することができると考えられ、逆も同じである。

４０８ 眼内レンズ
４１０ 光学器械部分
４１６ 触覚部

Claims (5)

1. 患者の眼の水晶体嚢内の生来のレンズと置き換わるための眼内レンズであって、
   通過する光を集束させるように成形されたレンズ部分を備え、
   前記レンズ部分は、位置合わせ特徴部を形成する周囲エッジを含み、該周囲エッジ部分が、前記水晶体嚢に作成された１つ以上又はそれよりも多くの補完的位置合わせ特徴部と、前記眼内レンズを配向するようにして、嵌合するように構成されており、前記位置合わせ特徴部が、前記周囲エッジに形成された突起部である、ことを特徴とする眼内レンズ。
2. 患者の眼の水晶体嚢内の生来のレンズと置き換わるための眼内レンズであって、
   通過する光を集束させるように成形されたレンズ部分を備え、
   前記レンズ部分は、位置合わせ特徴部を形成する周囲エッジを含み、該周囲エッジ部分が、前記水晶体嚢に作成された１つ以上又はそれよりも多くの補完的位置合わせ特徴部と、前記眼内レンズを配向するようにして、嵌合するように構成されており、前記位置合わせ特徴部が、前記周囲エッジに形成されたノッチである、ことを特徴とする眼内レンズ。
3. 前記周囲エッジは、組織と係合するための溝を含む、ことを特徴とする請求項１又は２に記載の眼内レンズ。
4. 前記溝は、前嚢における封入切開部のエッジに係合するように構成されている、ことを特徴とする請求項３に記載の眼内レンズ。
5. 前記位置合わせ特徴部が、回転非対称性を有する、ことを特徴とする請求項１又は２に記載の眼内レンズ。

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