JP2015503436A - 眼内レンズ最適化器 - Google Patents

Abstract

眼内レンズによって与えられる光の波面に対する変調を測定すること、ＩＯＬが患者の眼における水晶体に取って代わった後のＩＯＬの光学特性をエミュレートするために必要な波面変調を決定すること、患者が見える静止又は動的画像を生成すること、患者から遠い画像の波面を変調して、ＩＯＬの移植後の光学特性をエミュレートするために必要な波面を得ること、患者の眼の近くか、その上か、又はその内部の平面に前記波面を中継すること、が可能な視力検査方法及び機器。

Description

遠距離、近距離及び中間距離における現実世界の条件下で、且つ単眼又は両眼での観察条件下で、移植後に１つ又は複数の眼内レンズの光学特性をシミュレートする方法及び機器が開示される。

老眼、白内障及び水晶体摘出、並びに眼内レンズの移植に関する幾つかの基本的な光学概念が、方法及び機器の理解を容易にするために提供される。
物体からの光線の収束又は発散は、ジオプトリ「Ｄ」として周知の光学単位で測定され、ここでＤ＝１／Ｆであり、Ｆは、物体とその画像との間のメートルでの距離である。慣例によって、収束光は、正符号（＋Ｄ）によって表され、発散光は、負符号（−Ｄ）によって表される。

正常な眼は、安静状態で約＋６０Ｄの収束光学パワーを有し、それは、離れた物体を網膜上の明瞭な焦点に合焦する。眼の光学パワーの約３分の２は、角膜表面によって提供され、光学パワーの残りは、眼内の水晶体によって提供される。

６Ｍ離れた物体の画像は、１／６Ｄ、即ち眼の総光学パワーに対して些細な値の発散力を有する。当該技術分野の熟練した臨床医は、６Ｍ又は６Ｍ超における物体が無限距離に位置する物体と類似の光学特性を有すると考える。

眼から１メートルに位置する物体は、−１Ｄの発散を有する光線を生成し、典型的な読書距離である０．２５Ｍに位置する物体は、−４Ｄの発散を備えた光線を生成する。これらの近くの物体からの光線の発散は、近くの物体の画像がはっきりと知覚され得る網膜上にその画像を鮮明に合焦するために、眼によって無効にされなければならない。

若い頃は、必要とされる追加の光学パワーは、近くの物体に注意が集中された場合に、より球状に且つより光学的に強力になる眼内の水晶体によって提供される。近くの物体を見る場合に発生する三つの動作は、眼の光軸の収束又は鼻の偏移と、縮瞳−瞳の直径の低下と、遠近調節−近くの物体をはっきりと見るために必要とされる追加の合焦パワーを提供する手段となる水晶体の光学パワーにおける増加と、からなる。

老眼は、加齢に関連した遠近調節の損失であり、それは、中年の患者に対して、近くの物体をはっきりと見るために、老眼鏡又は遠近両用眼鏡を着用することを要求する。白内障、外傷又は他の疾病ゆえに自らの水晶体を切除された患者は、事実上老眼であり、彼らは、明瞭な近見視力のために光学補正物を着用しなければならない。

白内障は、視力を害する、眼の明瞭な水晶体の曇りである。白内障は、レンズにおける老化プロセスによって最も一般的に引き起こされる。かつては失明の主要原因であったが、今や白内障は、不透明な自然レンズ又は白内障を切除することによって、且つ視力を回復するために眼内レンズ又は「ＩＯＬ」を移植することによって、効果的に治療される。米国において、白内障手術は、２０１０年に実施された約３．５Ｍ治療で最も普通に実行される外科手術である。

初期には、白内障を切除された患者は、切除された水晶体の光学パワーを回復するために、非常に強力で厚い眼鏡レンズを着用しなければならなかった。これらの「無水晶体症眼鏡」は、物体の歪みを引き起こし、且つ患者の眼を他の人に異常に大きく見せた。しかしながら、これらの患者は、彼らの厚い無水晶体症眼鏡なしでは機能的に盲目だった。

切除された水晶体のパワーを回復する高い有利なパワーを備えたコンタクトレンズ（無水晶体症コンタクトレンズ）の続く開発が、水晶体摘出後に、光学性能の改善及び美容的な外観を患者に提供した。

第二次世界大戦において、英国の外科医ハロルド・リドリー（Ｈａｒｏｌｄ Ｒｉｄｌｅｙ）は、飛行士の眼に貫入したプラスチック破片が、長期間にわたって良好に許容されたことを観察した。自分の観察に基づいて、リドリーは、白内障手術中に切除された水晶体の光学的機能を回復するために、プラスチック眼内レンズの置き換えを考案した。リドリーの作業は、過去５０年間に光学設計及び材料における著しい改善を経験した現代の眼内レンズ移植（ＩＯＬ）の発展を生み出した。

今日、軟質アクリル樹脂、シリコン、ヒドロゲル、及び他の生体適合性高分子材料を使用する眼内レンズの移植を用いた現代の白内障手術は、一般に実行され、米国及び世界中の先進国で医療行為の標準と見なされている。

最初の眼内レンズは、手術後に優れた遠見視力を患者に提供するために一般に選択された単一の光学パワーを有した。中間及び近距離用に、遠近両用眼鏡、３焦点眼鏡、又は多焦点累進付加型眼鏡レンズ（ＰＡＬ）などの老眼鏡が、手術後に処方された。

レンズ製造技術及び生理光学の理解における進歩が、乱視矯正用のより複雑なＩＯＬ設計の開発を可能にした。最近になって、老眼矯正ＩＯＬが開発された。老眼矯正ＩＯＬの目的は、白内障手術後の患者が眼鏡なしに日常活動を行えるようにする満足な遠見、中間、及び近見視力を白内障手術後の患者に提供することである。

老眼矯正ＩＯＬ（ＰＣ−ＩＯＬ）
屈折設計、回折設計及び遠近調節設計の老眼矯正ＩＯＬが周知である。
屈折タイプの老眼矯正眼内レンズは、異なる表面積で構成されたレンズ面を有し、それぞれは、非球面曲率を有する遷移領域を備えた異なる曲率半径を備えている。回折タイプの老眼矯正ＩＯＬは、回折又はフレネルレンズアレイ、即ち小型レンズの交互リングを特徴とする光学設計を用い、各小型レンズは、異なる光学パワーを有する。遠近調節設計の老眼矯正ＩＯＬは、患者が近い物体を見る場合に発生する毛様筋の変化に応じて眼の光学軸に沿って移動し、それによってＩＯＬの有効な光学パワーを向上させるように設計される。

各タイプの老眼矯正ＩＯＬは、利点及び欠点を有する。回折ＩＯＬは、近くにおける予測可能な追加パワーを有するが、しかしそれらは、光の約２０％を散乱させ、何人かの患者が許容できないと感じる程度に画質を低下させる。屈折設計の老眼矯正ＩＯＬは、瞳のサイズ及びＩＯＬの偏心及び傾斜に特に敏感であり得る。遠近調節レンズは、微妙な眼内構造に常に連結するとは限らず、その設計者が意図した方法では動かない可能性がある。

各タイプの老眼矯正ＩＯＬ内で、レンズメーカの哲学及び経験を反映する、設計における変形を備えた多数のレンズが存在する。老眼矯正ＩＯＬの例は、（特許文献１）及び（特許文献２）に見出すことができる。

老眼矯正ＩＯＬが、手術後に矯正アイウエアを着用する必要性から白内障手術後の患者を解放する可能性にもかかわらず、ＰＣ−ＩＯＬ手術用の適切な候補を選択するための、自らの移植に不満であろう患者を識別するための、どのレンズ設計が所与の患者のために最適に働くかを決定するための、且つＰＣ−ＩＯＬの設計を改善するための大きな未解決の問題が、先行技術の方法に関して存在する。

ほとんどの場合に、患者は、メディケア及び民間保険プログラムによって賄われるもののほかに、老眼矯正ＩＯＬ用に自腹で支払わなければならない。単焦点ＩＯＬが提供する視力と比較して、老眼矯正ＩＯＬが提供する利益を患者に実証するために利用可能なツールは、現在は限られ、効果がない。従って、患者は、手術前に患者に現実的に実証することができない利益のために、かなりの料金を支払うように現在求められる。

ますます多くの老眼矯正ＩＯＬが利用可能になるにつれて、眼科医及びその患者は、増大する数の選択肢及び客観的に評価するのが難しいマーケティングの宣伝文句にさらされる。購入の前にその適合性及び快適さを評価するために新しい靴を試着できる買い物客と異なり、患者は、現在、自分の白内障−ＩＯＬ手術に先立って、異なるＩＯＬ設計によって提供される視力を事前に見て比較することができない。

ＰＣ−ＩＯＬに関する臨床経験は、全ての患者が、これらのレンズに対する優れた候補というわけではないことを実証した。何人かの患者は、手術後の自分の視力に非常に不満であるため、ＰＣ−ＩＯＬは、生体から切除され、異なる設計のレンズと取り替えられなければならない。レンズ交換手術は、手術の追加的なリスク及びコストを患者が請け負うこととなる。

非常に詳細指向の、且つ要求の多い性格のうちの少なくとも一方を有する患者が、ＰＣ−ＩＯＬ手術用の芳しくない候補であることが報告されたが、しかし、かかる評価をすることのための一般に許容可能な客観的基準は存在しない。放射状角膜切除術（ＲＫ）又はレーザ視力手術（ＰＲＫ若しくはＬＡＳＩＫ）など、前に角膜屈折手術を受けた患者は、どんなタイプの老眼矯正ＩＯＬも受けるべきでないと信じる外科医もいる。しかし、これらの患者用の特定の老眼矯正ＩＯＬの移植に賛成する外科医もいる。異なる設計の老眼矯正レンズが、各眼に移植されること、いわゆるミックスアンドマッチアプローチを推奨する外科医もいる。しかし、かかる戦略を思いとどまらせる外科医もいる。

老眼矯正ＩＯＬを選択するための基準についての共通認識の不足を更に混乱させるのは、患者が、異なるライフスタイル及び異なる視覚的な必要性を有し、異なるＩＯＬ設計が、手術後のこれらの視覚的な必要性を満たす能力において異なるという事実である。

眼内レンズの測定
ＩＯＬの光学特性を測定する方法が周知である。アルコン・インコーポレーテッド（Ａｌｃｏｎ，Ｉｎｃ．）の（特許文献３）は、ＩＯＬの光学特性を測定するために、小型レンズの十分に密なアレイを有するハートマン・シャック（Ｈａｒｔｍａｎｎ Ｓｃｈａｃｋ）波面センサを用いることによって、多焦点回折ＩＯＬを測定する方法を教示する。

（特許文献４）においてウェッブ（Ｗｅｂｂ）によって説明されている装置など、空間分解屈折計が周知である。空間分解屈折計は、測定される光学コンポーネントに比べて小さい開口部を導入することによって、直径６ｍｍのＩＯＬの光学特性を決定するように修正されても良い。例えば、回折ＩＯＬは、幅が０．２５ｍｍのリングを有する。従って、０．１ｍｍの適切な開口部サイズが、ＩＯＬの光学特性を走査し特徴付けるように選択される。

波長板
画像の波面に位相変化を与える波長板が周知である。適切な波長板が、レーザ製造手段を用いて、又はコンピュータ制御された旋盤手段によって、ＰＭＭＡ又は他の光学的に適切な材料から製造され得る。

外科手術の結果をエミュレートする手段が、当業者に知られている。例えば、単眼視野は、レーザ視力手術後に予想できる結果を近似するコンタクトレンズを試すことによって、エミュレートすることができる。レーザ視力手術の結果をシミュレートする波長板が、同様に周知である。

ＩＯＬシミュレータ
（特許文献５）に説明されている装置などの多焦点ＩＯＬシミュレータが周知である。その出願は、光学システム、即ちそれを通して物体を観察できるようにする光学システム、及び規定された検査眼内レンズを保持する検査レンズホルダを含む多焦点眼内レンズシミュレータを教示する。眼内レンズホルダは、観察者の眼が置かれることになる位置と光学的に共役な位置に取り付けられる。

多焦点レンズをシミュレートする先行技術の方法は、多焦点ＩＯＬが提供する視力の質の現実的な評価を患者に提供しない。何故なら、変化するサイズ、形状、色、コントラスト及び照明の物体を見る手段が提供されず、前述の特許出願も、近距離、中間距離、及び遠距離における物体を見る手段を教示しないからである。

先行技術の装置は、もしあれば、老眼矯正ＩＯＬの利用可能な設計のどれが、眼内レンズの移植後に満足なレベルの視覚機能を所与の患者に提供するかを決定するための臨床的で実用的方法を提供せず、それらはまた、ＩＯＬ画像生成特性の比較に基づいて、患者が、自分の好むＩＯＬ設計を事前に見て、比較し、選択できるようにもしない。

未解決の問題
これらの未解決の問題の結果として、ＰＣ−ＩＯＬにおける市場の採用は、予想値よりはるかに低かった。何故なら、多くの患者及び外科医が、ＰＣ−ＩＯＬによって提供される視力に対する患者の満足感に低い確信しか抱いていないからである。移植せずに様々なレンズ設計の性能を評価できないことが、革新により改善される設計を減速させた。

米国特許第７，７１７，５５８号明細書 米国特許第６，６８５，７４１号明細書 米国特許第７，９４４，５３３号明細書 米国特許第６，０００，８００号明細書 米国特許出願公開第２０１１／００８０５６２号明細書

これらの未解決の問題に取り組むために、本開示は、特定のＩＯＬレンズ設計が提供する遠見視力、中間視力及び近見視力を患者が事前に見て比較できるようにする、且つ患者が、様々な視距離にわたる実世界の場面の現実的な画像を観察しながら、複数の設計によって提供される視力を比較できるようにする新しい方法及び機器を教示する。これは、手術後に満足な視覚機能を提供する可能性が最も高いＩＯＬレンズ設計を事前に見て、比較し、選択する能力を手術前に患者を提供する。

眼内レンズ最適化器が開示される。眼内レンズ「ＩＯＬ」を通過する画像の波面に対する変調を測定する光学装置が提供される。検査椅子、複数の独立したチャネルを備えた波面発生器、及び合焦システムで構成されたＩＯＬ視力エミュレータが提供される。

波面発生器において、プロジェクタ、優先的にはデジタルディスプレイが、コンピュータの制御下にある光学素子を介して実際の画像を投射する。合焦システム、優先的には球面フィールドミラーが、患者の眼と光学的に共役な位置に波面発生器を合焦させる。合焦システムは、近くの及び中間の観察条件用に患者から可変距離に配置できる近方視ディスプレイ付属品、及び投射画像の位置を安定させるアイトラッカを設けても良い。

検査されている眼の視覚系の屈折誤差は、波面発生器によってゼロにされ、次に、水晶体摘出後にＩＯＬが患者の眼に移植された場合に結果として生じるであろう画像をエミュレートする画像を患者の網膜上に生成するように波面発生器が調整される。

本開示は、単眼又は両眼の条件下で、一連の異なる距離及び観察条件にわたって、異なるＩＯＬ設計に対する将来の移植患者の許容度を検査する能力を教示する。これは、妨害となる器具のない自然状態の下でのＩＯＬエミュレーションを可能にし、且つそれは、最小の視覚的な副作用で最適な視覚を提供するＩＯＬ設計を患者が複数の設計から事前に見て、比較し、選択することを可能にする。

３つの異なるタイプの眼内レンズ（ＩＯＬ）及びＩＯＬの光学特性を測定するために使用されるＩＯＬ測定手段の図を示す図である。 エミュレートされる異なるＩＯＬによって生成された画像の患者視線を示す機器の概略側面図である。 ＩＯＬエミュレータの患者椅子及び後部タワーの概略側面図である。 機器の斜視図である。 調整可能な光学素子が除去された、右眼及び左眼用の波面発生器の部分上面図である。 調整可能なレンズが適所にある、右眼用の波面発生器における実施形態の部分詳細図である。 図６に示されている調整可能なレンズ素子の同一性を列挙する表である。 システムコンピュータの入力及び出力のブロック図である。 各眼用の光学チャネルが２つの独立した波面発生器を有する、本発明の好ましい実施形態の概略側面図である。 ＩＯＬエミュレータの近方視付属品を示す概略正面斜視図である。 フィールドミラー及び近方視付属品の患者単眼右眼視野を示し、一方で、ＩＯＬエミュレータは、ＩＯＬ Ａ及びＢによって形成された画像をエミュレートする画像を生成し、それによって、患者が、最良の視力を提供するＩＯＬを事前に見て、比較し、選択できるようにする。

機器の一実施形態は、２つのコンポーネントを有する。ＩＯＬ測定手段が、１つ又は複数のＩＯＬの光学特性を特徴付けるように、且つ患者の水晶体の切除後に、ひとたびＩＯＬが患者の眼に移植されると、ＩＯＬの光学特性を再現又はエミュレートするために必要な画像の波面の変調を決定するために使用される。第２のコンポーネントは、患者の検査用にＩＯＬの光学特性を再現するＩＯＬエミュレータ手段である。代替実施形態において、ＩＯＬの光学特性は、他の所で提供される。

図１は、異なるメーカによって製造された、且つ異なる光学設計を有する３つの多焦点ＩＯＬ Ａ、Ｂ、Ｃを示す。３つのレンズは、今日使用されている３つの主なタイプ（屈折、回折及び遠近調節）の老眼矯正ＩＯＬを示すための例示的な目的で示されている。その器具は、これらのタイプの設計をエミュレートすることに限定されず、それは、将来開発される新しいＩＯＬ設計を測定しエミュレートするために使用され得る。更に、その器具は、所与のタイプの、しかし、その設計特性、寸法、材料及び／又は他の特性において異なる任意の数の設計を測定するために使用することができる。光学特徴付け手段Ｄは、各ＩＯＬの光学特性を独立して特徴付けるために使用される。この機器で使用するのに適しているかかる光学特徴付け手段は、周知である。好ましい実施形態において、光学特徴付け手段Ｄは、空間分解屈折計、シャック−ハートマン（Ｓｃｈａｃｋ−Ｈａｒｔｍａｎｎ）波面センサ、又は原子面プロファイラであっても良い。ＩＯＬによって画像に与えられる位相変化を測定することに加えて、画像強度における変化及び波長に応じた画像強度のうちの少なくとも一方が、分光計などの適切な装置によって測定され得る。光学特徴付け手段Ｄを用いた測定後に、ＩＯＬの光学特性は、数学関数Ｅによって、例えばゼルニケ（Ｚｅｒｎｉｃｋｅ）級数又はフルニエ（Ｆｏｕｒｎｉｅｒ）変換級数関数によって示しても良い。当業者は、光がＩＯＬを通過するときに発生する位相変化又は光の波面に対する変調を説明するために使用され得るこれらや他の数学関数に精通している。

ＩＯＬによって光波に与えられる総位相変化が、ＩＯＬの前面及び裏面の形状と、ＩＯＬの屈折率とＩＯＬを囲む媒体の屈折率との間の差との両方の関数であることがまた、当業者に周知である。材料の屈折率は、材料を通る光の速度に対する、真空における光の速度の比率である。ＩＯＬが、眼に移植されるように設計され、且つＩＯＬを囲む眼の流体が約１．３の屈折率を有することが周知であるので、適切な矯正係数が、たとえＩＯＬの測定が空気中でなされたとしても、ＩＯＬが眼に移植された場合のＩＯＬの光学特性を正確に決定するために、適用され得る。

図２〜４は、ＩＯＬエミュレーション機器を示す。ＩＯＬエミュレーション機器は、タワー１、検査椅子２Ａ、反射フィールドミラー４及び任意選択のカメラ４Ａを収容するビューポート３、及びオペレータ制御端末５からなる。ＩＯＬエミュレータで視力検査を受ける患者１Ａは、査椅子席８に座り、ボックス９によって示された望ましい検査位置内に患者の眼を配置するように査椅子席８が調整される。画像が、波面発生器１０における光学素子によって生成され、ビューポート３におけるフィールドミラー４に導かれ、そこにおいて画像は、望ましい検査位置９内に位置する患者の眼に反射される。患者の背後で、リヤキャビネット１は、コンピュータ、電源、及び波面発生器１０を制御する他の専用エレクトロニクスを収容する。波面発生器から投射された画像は、フィールドミラー４によって反射され、検査椅子８に座っている患者によって見られる。

図４は、垂直タワー１に隣接して前方に位置する、ＩＯＬエミュレータの検査椅子２Ａの斜視図を示し、検査椅子２Ａは、椅子における患者の動作がタワーにおけるコンポーネントに伝達されないように、優先してタワー１から機械的に分離される。検査椅子は、座席部８を有し、座席部８の位置は、システムコンピュータに応答するようにされ得る、椅子１１の基部に位置するモータ手段を介して調整可能である。背もたれは、手動によって、又はシステムコンピュータに応答するようにされた自動手段によって調整可能にされ得るヘッドレスト１２を有する。検査中に患者の頭を安定させる際の助けとなるように、任意選択の安全枕（図示せず）が、光学トレー１０の下側から配置されても良い。

検査椅子は、ひじ掛け１３を有し、ひじ掛け１３のそれぞれは、患者入力手段１５を支持するためのプラットホーム１４を有する。一実施形態において、入力手段は、検査中にシステムコンピュータに入力を供給するために患者が回転させるか、平行移動させるか、又は押し下げても良い回転式触覚コントローラである。適切な触覚コントローラは、カリフォルニア州サンホセのイマージョン・テクノロジーズ（Ｉｍｍｅｒｓｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｓａｎ Ｊｏｓｅ，Ｃａｌｉｆｏｒｎｉａ ９５１３１）によって製造され、かかるコントローラは、検査中にシステムに直観的な入力を供給することに特に適している。マウス、ジョイスティック、回転つまみ、タッチセンシティブスクリーン、音声、及び他の制御手段などの多数の他の入力装置が周知であり、それらのどれが、代替実施形態として使用されても良い。

図５は、調整可能なレンズ及び付属レンズが除去された、右眼１８及び左眼１９用の波面発生器の上面図を示す。右眼用２０及び左眼用２１の表示手段が、画像を生成する。１つの適切な画像生成手段が、ワシントン州ベルヴューのエマジン・カンパニー（ＥＭａｇｉｎ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｂｅｌｌｅｖｕｅ，Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ）によって製造されたモデルＳＸＧＡ ＯＬＥＤ−ＸＬ^ＴＭである。ＬＥＤ、ＯＬＥＤ、ＤＬＰ、ＣＲＴ及び他の手段を含む多数の他の画像生成手段及び様式が、当該技術分野において周知であり、それらのいずれか又は全てが、代替実施形態用に適している可能性がある。

２０及び２１によって生成された画像は、コリメートレンズ２２及び２３を通過する。次に、画像のコリメートされた光は、図６に詳細に示され、以下で説明される調整可能な光学素子及び付属レンズ素子のスタックを横断し、そこで光は、右眼用のビーム反射ミラー２４及び２６によって、且つ左眼用の反射ミラー２５及び２７によって転向され、次に光は、フィールドミラー２９の方へ導かれる。反射ミラー２４、２５、２６及び２７の位置及び角度は、フィールドミラーにビームを導くために、且つ左及び右ビーム経路間の間隔を患者の瞳孔間距離２８の間隔に適合させるために、アクチュエータ手段（図示せず）によってシステムコンピュータに応答させることができる。好ましい実施形態において、反射ミラー２４、２５、２６及び２７は、患者検査用の望ましい経路に沿ってビームを導く際の助けとなるように、視標及び注視のうちの少なくとも一方の追跡システムに応答するようにされても良い。

波面発生器で使用される適切で調整可能なレンズは、米国特許第３，３０５，２９４号明細書にアルバレス（Ａｌｖａｒｅｚ）によって説明されているレンズである。一般に、これらのレンズは、２つの素子で構成され、その各表面は、３次多項式によって示されても良く、各素子は、その相手素子のミラー画像である。アルバレスレンズ素子の形状を画定する式の係数は、例えば、ゼマックス（ＺｅＭａｘ）（レイディアント ゼマックスＬＬＣ、米国ワシントン州ベルヴュー、１１２ｔｈアヴェニュー ＮＥ、スイート２０２、３００１（Ｒａｄｉａｎｔ ＺＥＭＡＸ ＬＬＣ，３００１ １１２ｔｈ Ａｖｅｎｕｅ ＮＥ，Ｓｕｉｔｅ ２０２，Ｂｅｌｌｅｖｕｅ，ＷＡ ９８００４−８０１７ ＵＳＡ））などの適切な光学設計ソフトウェアを用いることによって、それらのレンズ素子の光学性能を改善し、且つ望ましくない収差を最小化するように、最適化され得ることが、当業者には周知である。調整可能なレンズのかかる変更は、本開示の範囲内で完全に想定される。

ペアのアルバレスレンズ素子が、素子の光学軸に垂直な方向において、互いに対して移動させられるので、ペアのアルバレスレンズ素子を通過する画像に与えられる光学パワーは、移動距離に応じて変化する。レンズは、周囲フレームに取り付けられ、レンズは、レンズの移動がシステムコンピュータに応答して行なわれるように、例として制御ケーブル１８Ａなどのアクチュエータ手段によって移動される。交互レンズ作動手段は、当該技術分野において周知であり、本開示の範囲内である。

画像の波面を変調するために波面発生器において使用され得る他のタイプの調整可能なレンズ及びミラーが、当該技術分野において周知であり、他のタイプの調整可能なレンズ及びミラーは、本発明の範囲内であると考えられる。ニュージャージ州バリントン、イーストグロスターパイク１０１のエドマンズ・オプティックス（Ｅｄｍｕｎｄｓ Ｏｐｔｉｃｓ，１０１，Ｅａｓｔ Ｇｌｏｕｃｅｓｔｅｒ Ｐｉｋｅ，Ｂａｒｒｉｎｇｔｏｎ，ＮＪ ０８００７−１３８０）によって製造されるものなど、コンピュータに応答するようにされ得る可変ミラーが周知である。代替実施形態として、上記の調整可能なアルバレスレンズは、固定レンズによって、１つ又は複数の可変ミラーによって、又は固定レンズ、可変ミラー及びアルバレスレンズの任意の組み合わせによって、取り替えられても良く、且つ本開示の範囲内に含まれる。別の実施形態は、ラック又は他の機構に配置された、且つ画像の波面を変調するように使用される１つ又は複数の別個のレンズの使用を含む。

図６は、調整可能なアルバレスレンズペアと、表示手段２０によって生成される画像の波面を修正するために使用される付属レンズペア２９〜４５を示す、右眼用の波面発生器のより詳細な図を示す。一実施形態におけるこれらのレンズの同一性は、図７に列挙される。

一般に、図７に列挙される光学素子が、−２０Ｄ〜＋２０Ｄの屈折誤差の補正、及び最大８Ｄ又は８Ｄを超える乱視矯正の全領域を提供するために、画像の波面を変調するように選択されることが想定される。波面に対する球面変調及び円柱変調を提供することに加えて、レンズは、球面収差及びコマ収差を含む高次収差を波面に与えることができる。代替実施形態として、波面発生器は、波面に球面変調及び円柱変調を与えるために固定及び調整可能なレンズ素子を利用しても良く、且つ画像の波面に高次収差を与えるために可変ミラー素子を用いても良い。

ＰＭＭＡ又は他の適切な光学材料を所望の形状に旋盤で加工することによって準備されたものなどの位相板が、波面発生器の付属スロット２９、３０及び４１〜４５に挿入されて、調整可能な光学コンポーネントによって付与されない追加の変調を波面に付与して、光学特徴付けシステムＤによって測定されたＩＯＬの波面変調を効果的にエミュレートするようにしても良い。

図３は、フィールドミラー４を収容するビューポート３の側面図を示す。好ましい実施形態において、フィールドミラーは、形状が円形であり、それは、約２．５Ｍの曲率半径及び１０インチ（２５．４ｃｍ）〜２４インチ（６０．９６ｃｍ）の直径を備えた球面の凹曲率を有する。かかるミラーは、望遠鏡用途において周知であり、適切なミラーが、ジョージア州ニューナンのスター・インスツルメンツ（Ｓｔａｒ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，Ｎｅｗｎａｎ，ＧＡ ３０２６３−７４２４）から入手され得る。アリゾナ州のコンポジット・ミラーズ・アプリケーションズ（Ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ Ｍｉｒｒｏｒｓ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ，Ａｒｉｚｏｎａ）から入手可能なＣＦＲＰ（炭素繊維強化重合体）の球面矩形ミラーなど、球面ミラー用の代替実施形態が周知である。合焦システム用の代替実施形態は、非球面ミラー、トロイダルミラー、形状が非円形のミラー、及びプラノミラーの使用を含む。

好ましい実施形態において、ミラー４の曲率半径は、ミラーに対する患者の眼（名目上の検査位置９における）の眼鏡平面と、波面発生器１０の中心からフィールドミラー４までとの間の近似距離に対応する。ミラーの曲率半径と等しい球状凹面鏡からの距離に位置する物体が、１の倍率でミラーの共役光学平面に画像を生成することが、当業者に周知である。調整可能なレンズ及び眼鏡平面が、フィールドミラーに対して共役な光学平面に位置するので、調整可能なレンズは、それらが波面発生器において有するのと同じ有効なパワーを患者の眼鏡平面において有する。言い換えれば、フィールドミラーは、物理的なレンズも他の器具もない眼の前に眼鏡平面を残しながら、波面発生器における調整可能なレンズを患者の眼鏡平面に又はその近くに光学的に中継する。

この「単一倍率」の条件で、又はその近くで器具を操作することが、好ましい実施形態である。しかしながら、非単一倍率で波面発生器から眼鏡平面に結像される、アルバレスレンズに起因する有効なレンズパワーにおける変化は、較正表による、および波面発生器１０における調整可能な光学素子を調整することによるのうちの少なくとも一方により補償されて、かかる非単一倍率における装置の動作を補正してもよいことが周知である。かかる補正は、オペレータによる入力なしに、システムコンピュータによって自動的に行われても良い。アルバレス・スタックにおける１つの位置のみが、ミラーの光学軸に沿った曲率中心にあり得ること、及び或る補正率が、曲率中心に隣接して位置する波面発生器におけるレンズに適用されなければならないことがまた周知である。

図３に示されているように、デスク５Ａが、オペレータによって使用されるディスプレイ端末５を支持して、コンピュータに制御入力を供給するとともに、装置から表示を受信するために設けられる。オペレータ入力は、従来のキーボード、マウス、又は検査中にＩＯＬエミュレータを制御するための任意選択の触覚手段によって提供されても良い。これらの装置は、従来のケーブル、光ファイバ、又は無線手段を通してシステムコンピュータに接続される。

図８は、機器における別個のサブシステムへのシステムコンピュータ５０の入力及び出力を示す。カメラ４６は、患者位置検出器４９に情報を供給し、患者位置検出器４９は、システムコンピュータ５０に入力を供給する。オペレータ入力４７及び患者入力４８は、システムコンピュータに供給される。

システムコンピュータ５０は、入力を受信し、データベース記憶システム５２に出力を供給するが、出力は、好ましい実施形態においてインターネット５１を通して送信されても良い。

システムコンピュータ５０は、デジタルディスプレイ５７及び５８を動作させるディスプレイドライバ５５に出力を供給し、デジタルディスプレイ５７及び５８は、好ましい実施形態において、上記の有機発光ダイオードであっても良い。システムコンピュータ５０は、波面発生器の右及び左チャネル用の調整可能なレンズをそれぞれ駆動するアクチュエータ５９及び６０を管理するレンズ動作制御システム５６に出力を供給する。レンズ動作制御部６０は、位相板を含み得る付属レンズの位置を制御し、その位相板は、２９、３０及び４１〜４５に示されているような、且つ以下でより詳細に説明されるような波面発生器の付属レンズスロットの１つ又は複数に導入され得る。

図９は、眼ごとに２つ、合計４つの波面発生器が機器に含まれる好ましい実施形態の側面図を示す。右眼チャネル用に、上部波面発生器６１及び下部波面発生器６２の画像が、ビーム結合素子６３によって結合され、その後、波面発生器からフィールドミラー４の方に導かれる。以下で説明されるように、眼ごとの複数の波面発生器は、異なる設計のＩＯＬのエミュレートされた光学特性によって生成された画像を、患者が、並べて且つ同時に見て比較することを可能にする。

図１０は、機器の合焦システムの近方視ディスプレイ６４を示す。フィールドミラー４が、ビーム経路の経路を６５から６６に転向させる場合に、近方視ディスプレイ６４内のミラー（図示せず）は、経路６７及び６８に沿って患者の眼にビームを転向する。ミラーは、画像を互いに対して分岐させ、まるで画像が、近方視ディスプレイ６４の観察面７３から出現するかのように、検査椅子の患者に見えるようにする。

図１１は、ビューポート４の患者の右眼視野及び近方視ディスプレイ７３の表面を示す。２つ以上の波面発生器を備えた実施形態が用いられる場合に、患者は、フィールドミラー４及び近方視ディスプレイ６４の表面７３を通して近方視及び遠方視距離の両方で、ＩＯＬ Ａ及びＩＯＬ Ｂによって生成された波面のエミュレーションによって形成された画像を並べて事前に見て比較することができる。

複数のＩＯＬの光学特性、及び将来の移植患者におけるそれらのＩＯＬの性能のエミュレーションを決定するための機器の使用を、以下に説明する。
不透明度が水晶体において進展すると、眼の屈折及び透過特性を含む眼の光学特性が変化することが、当業者に周知である。本開示が、水晶体が白内障手術中に切除されてしまう前に、眼を検査することを想定しているので、当業者は、異なるＩＯＬ設計が提供する画質の差を患者が知覚できない時点まで患者の白内障が進んでしまう前に、開示される方法及び機器を使用することが好ましいことを理解されよう。

３つの異なる設計の３つのＩＯＬが、図１にＡ、Ｂ及びＣとして示されている。各ＩＯＬの光学特性は、ＩＯＬ測定手段Ｄによって測定され、これらの波面は、数学関数Ｅ_ａ、Ｅ_ｂ及びＥ_ｃによってそれぞれ表現される。これらの数学関数は、光がＩＯＬを通過した後の特定の距離における光の波面の３次元形状を示す。この波面を示すための適切な関数は、ゼルニケ（Ｚｅｒｎｉｃｋｅ）多項式展開級数、フルニエ（Ｆｏｕｒｎｉｅｒ）関数又は同様の数学式を含む。任意選択的に、ＩＯＬによって与えられる位相変化に加えた光学特性、例えば波長に応じた光の透過が測定され得、この情報は、波面発生器によるＩＯＬのエミュレーションの正確さを向上させるために使用することができる。

眼の水晶体が、主に、正の球面光学パワーを与えることが当業者に周知である。機器を用いたＩＯＬ特性のエミュレーションが、眼の付随する球面パワーが損なわれていない水晶体を通常有する眼において行われることになるので、測定された、且つ関数Ｅ_ａ、Ｅ_ｂ及びＥ_ｃによって表現されるＩＯＬの総測定光学パワーから、波面の球面成分を引くことが必要である。

図１において、ＩＯＬの総パワー測定からの球面光学パワーの減算は、演算Ｆとして示されてり、この演算により、新しい数学関数にＥ’_ａ、Ｅ’_ｂ及びＥ’_ｃが生じる。これらの関数は、ＩＯＬの球面パワーが減算された後の、ＩＯＬの残留光学パワーを表現する。この値は、本明細書では、ＩＯＬの残留非球面光学パワーと呼ばれる。任意選択的に、ＩＯＬによって与えられる位相変化に加えて光学特性は、波面発生器によるＩＯＬのエミュレーションの正確さを向上させるために、波長発生器に追加することができる。例えば、適切な減光フィルタが、エミュレートされる特定ＩＯＬの分光透過特性を再現するために、波面発生器に追加され得る。

次に、ＩＯＬの非球面パワーＥ’_ａ、Ｅ’_ｂ及びＥ’_ｃが、図７に列挙されている波面発生器の調整可能な光学コンポーネントによってエミュレートされ得るかどうかを決定することが必要である。一般に、連続的なパワー遷移を有する屈折設計のＩＯＬに対し、調整可能なアルバレスレンズ及び可変ミラーの組み合わせを用いてＩＯＬパワーをエミュレートすることが可能である。しかしながら、フレネル光学系を使用する回折ＩＯＬ、及びゾーン間の光学パワーにおける急激な変化を有する屈折設計に対し、波面発生器における調整可能な光学素子と直列に配置された場合に、ＩＯＬの光学特性の正確なエミュレーションに帰着するＰＭＭＡ又は他の適切な光学材料の位相板を入手することが必要になり得る。

一般に、必要とされる位相板の形状は、例えば上記のＩＯＬ測定の残留非球面パワーＥ’_ａ、Ｅ’_ｂ及びＥ’_ｃから図７に列挙された調整可能なレンズによって生成できる最も適合する波面を差し引くことによって決定することができる。

ＩＯＬをエミュレートするように要求された場合には、ひとたび必要な位相板が入手されると、将来の移植患者におけるＩＯＬのエミュレーションは、上記のように進み得る。
代替実施形態において、エミュレートされる実際のＩＯＬは、ＩＯＬを適切な格納ホルダに配置し、且つＩＯＬを図６に示されている付属スロット２９などの適切な場所で波面発生器に置くことによって、波面発生器に配置される。機器の様々な実施形態は、空気又は適切な流体にＩＯＬを配置することを可能にする。

波面発生器１８における調整可能な光学素子は、検査されている眼における患者の視覚系の屈折誤差を無効にするように最初に調整される。次に、波面発生器における調整可能な光学素子は、ビーム経路に置かれ、まるでＩＯＬが、眼の水晶体の切除後に眼の水晶体平面に移植されたかのように、ＩＯＬの光学特性をエミュレートする。

画像生成手段２０によって生成された画像が、波面発生器１８を横断し、且つフィールドミラー４によって合焦されると、まるでＩＯＬが患者の水晶体に取って代わった後で画像がＩＯＬを通過したかのように患者に見える。言い換えれば、ミラー４における離れた物体を見る患者にとって、物体は、まるで、眼の水晶体の切除後にＩＯＬが患者の眼に移植された後で、物体からの光線がＩＯＬを通過したかのように見えるであろう。

近方視、遠方視、及び中間視距離用の視力の質の評価は、老眼矯正ＩＯＬの性能を評価する患者にとって望ましい。図１０は、機器において近くの画像を見る患者を示す。近くの画像を見るために、フィールドミラー４は、経路６５から経路６６に光ビームを転向するために下へ傾斜され、それは、光ビームに近方視アセンブリ６４を通過させる。

近方視のために、波面発生器１８及び１９における調整可能な球面レンズは、近方視距離に関連付けられた画像の波面に適切な発散を与えるように調整される。例えば、近方視アセンブリ６４が患者の眼から２５ｃｍに位置する場合に、近方視アセンブリ６４の観察面７３から現れる画像の観察を適切にエミュレートするために、約−４Ｄの球面レンズパワーが、波面発生器における調整可能な光学素子の既存の設定に追加されることになり、次に、この−４Ｄの発散は、上記のように、フィールドミラーによって患者の眼鏡平面に光学的に中継される。患者にとって、それは、まるで画像が、近方視アセンブリの表面７３から出現しているかのように見える。

好ましい実施形態において、フィールドミラー４は、カメラ４Ａから入力を受信する視標及び注視追跡システムに応答するようにされる。患者の注視が、近方視アセンブリ６４の観察面７３へと下方に向けられていることを、視標及び注視追跡システムが検出した場合に、フィールドミラー４は、フィールドミラー４がビームを経路６５から６６に転向するように下方に傾斜され、それによって、ビームに近方視アセンブリ６４を通過させる。

図１１は、フィールドミラー４の患者右眼視野及び近方視アセンブリ６４の近くの観察面７３を示す。波面発生器６１は、ＩＯＬ Ａの光学特性をエミュレートするために必要とされる光学素子の必要な組み合わせを通して画像Ａを生成し、波面発生器６２は、ＩＯＬ Ｂの光学特性をエミュレートするために必要とされる光学素子の必要な組み合わせを通して画像Ｂを生成する。

従って、患者は、最良の画質を提供するＩＯＬ Ａ又はＩＯＬ ＢのいずれかのＩＯＬ光学系を事前に見て、比較し、選択することができる。これらの画像は、並べて同時に比較されても良い。同様に、近くの観察面７３を見る場合に、フィールドミラー４を向け直すことによって、且つ波面発生器における調整可能なレンズを調整することによって、画像Ａ及びＢが同様の方法で生成され、近方視アセンブリ６４の観察面７３の視距離に対する光の適切な発散が生成される。

左眼用の波面発生器を作動させることによって、画像Ａ及びＢの両眼の比較を達成することができる。
上記の開示は、先行技術の方法に勝る多くの有用な発明的特徴を提供する。

近距離、中間距離及び遠距離にわたる現実的な観察条件下で、将来の移植患者において、いずれかのＩＯＬの光学特性を特徴付けるための、且つそれらの光学特性を正確にエミュレートするための手段が提供される。これは、患者がその主観的な評価に基づいて好む特定のＩＯＬ設計を、将来の移植患者が事前に見て、比較し、選択することを可能にする。

先行技術の方法と異なり、本機器及び方法は、妨害となる光学器具がない自然な観察条件下で、様々な視距離にわたって異なるＩＯＬ設計の性能を比較する能力を提供する。老眼矯正ＩＯＬ設計の主な利益が、典型的な範囲の視距離にわたる明確な視力を提供することであるので、装置は、患者が必要とする視距離の全範囲にわたるＩＯＬ設計の性能を患者が検査する有用な手段を提供する。

本機器及び方法の別の新規な特徴は、患者が一連の画像照明、色及びコントラストに関して様々なＩＯＬ設計の性能を評価できるその能力である。画像プロジェクタの出力を調整することによって、患者は、照明及びコントラストが上昇又は低下するときに、且つ色が変化するときに、異なるＩＯＬ設計がどのように比較されるかが分かる。先行技術の方法は、この能力を提供しない。

この装置によって提供される新規な能力は、どの患者が、老眼矯正ＩＯＬ又は他のタイプＩＯＬ用の優れた候補かどうかを医師が決定できるようにし、且つそれは、最も満足な視覚的結果を患者に提供する可能性が最も高い特定のタイプのＩＯＬを選択するのに有用な情報を提供する。

回折及び屈折設計ＩＯＬのエミュレーションは、上記で説明された。遠近調節レンズの実際の調節振幅もまた、患者が近くの物体を見る場合に、波面発生器における球面パワーレンズを調整することによって、機器において測定しエミュレートすることができる。従って、装置は、近くの物体の観察中に、形状又は位置において変化するＩＯＬを含む既存及び将来の設計のＩＯＬを特徴付けてエミュレートする、その装置の新規な能力において有用性を有する。

別の新規な特徴は、視標及び注視トラッカを使用することによって、画像を適切な画像面に安定させる能力である。これは、検査にじっとしている必要性から患者を解放し、且つそれは、自然な観察条件下でＩＯＬ性能のより現実的なエミュレーションを促進する。

Claims (11)

1. 患者の水晶体の切除後に、前記患者の視力を矯正するための眼内レンズ移植の光学特性を前記患者が事前に見ることができるようにする視力検査の方法であって、
   ａ．エミュレートされるＩＯＬの光学特性を決定するステップと、
   ｂ．患者が見ることができる静止又は動的（動画）画像を生成するステップと、
   ｃ．画像の波面を変調して、前記患者の水晶体の摘出及びエミュレートされる眼内レンズの移植後に結果として生じるであろう画像をエミュレートする画像を前記患者の網膜上に生成するステップと
   を含む方法。
2. 前記画像の前記波面の変調が、前記患者から遠隔で実行される、請求項１に記載の方法。
3. 複数のＩＯＬが、同時にエミュレートされる、請求項１に記載の方法。
4. 変調ステップが、波面発生器に眼内レンズを置くこと、及び前記眼内レンズを通して前記画像を投射することを含む、請求項１に記載の方法。
5. 変調ステップが、前記患者によって提供された入力に応答する、請求項１に記載の方法。
6. 患者の水晶体の切除後に前記患者の視力を矯正する眼内レンズ移植を前記患者が事前に見て、比較し、選択することを可能にする視力検査機器であって、
   コンピュータの制御下の光学素子を介して波面発生器から画像を投射するための手段と、
   前記患者の眼と光学的に共役な位置に前記画像を合焦させるための手段と、
   検査されている前記眼の視覚系の屈折誤差をゼロにするための手段と、
   前記波面発生器を調整して、眼内レンズの移植から結果として生じるであろう画像をエミュレートする画像を前記患者の網膜上に生成するための手段と
   を含む視力検査機器。
7. 屈折誤差を補正するために前記波面発生器によって生成された前記画像を修正するための手段を含む、請求項６に記載の機器。
8. 前記画像を修正するための前記手段が、前記患者によって提供される入力に応答する、請求項７に記載の機器。
9. １つ又は複数の眼内レンズを介して前記画像を投射するために、前記波面発生器に置かれる前記１つ又は複数の眼内レンズを含む、請求項７に記載の機器。
10. 眼内レンズを介して前記画像を投射するために、前記波面発生器に置かれる１つ又は複数の眼内レンズを含む、請求項６に記載の機器。
11. 前記患者からの入力に応じて前記波面発生器の画像を調整するための入力手段を含む、請求項６に記載の方法。