JP5752415B2 - 移植後のレンズの屈折力の修正 - Google Patents

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Description

本発明は移植後のレンズの屈折力の修正に関する。
白内障などの眼疾患は、時間の経過と共に水晶体を徐々に不透明化させることがあり、結果的に失明に至らしめる可能性がある。水晶体を除去して、眼の網膜上への集光を補助する眼内レンズ(「IOL:intraocular lens」)に置換することが可能である。調節性IOLは、本来の水晶体と同様の調節能力を眼に与えるように企図されるものである。眼内へのIOLの移植後に、IOLに対して移植後調節を行う必要がある場合がある。IOLに対する移植後の調節が必要となり得るいくつかの理由が存在する。例えば、水晶体嚢のサイズは、患者間において幾分かのばらつきがあることが判明している。嚢内への適切な取付けを確実にするために、IOLのサイズおよび/またはボリュームを、移植後に調節する必要がある場合がある。IOLの移植後に、水晶体嚢がIOLの周囲で収縮する、嚢の治癒反応(患者ごとにばらつきがあり得る)が生じることが判明している。この収縮に合わせるように、移植後にIOLのボリュームを調節することが望ましい場合がある。さらに、IOL自体が、時間の経過と共に変化する場合がある。例えば、流動性媒体(流体など)充填式調節性IOLの屈折力が、IOLからの流体の漏出もしくは拡散(IOL内の流体の眼内への拡散)によって、またはIOL内への流体の漏出もしくは拡散(例えば眼房水のIOL内への拡散)によって(これらの漏出もしくは拡散の速度は、非常に低速のものである可能性がある)、時間の経過と共に変化する場合がある。上述の移植後の修正は、一般的には、IOLのボリューム(および、いくつかの場合においては、IOLの屈折力)を調節する。
さらに、IOL移植後屈折矯正手術は、常に成功するものではなく、角膜の屈折力を補正することよりもむしろIOLの屈折力を調節することの方が、より容易である場合がある。さらに、患者の生涯にわたって角膜に生じる変化に対して屈折力を調節するために、IOLを使用することが必要となる場合もある。さらに、IOLが予測不能な損傷を被る場合(例えば移植処置の際になど)に、IOLを調節することが必要となる場合もある。いくつかの場合においては、初めの生体計測が正確でない場合があり、その結果、医師が不正確な基礎屈折力を有するデバイスを移植する場合があり、したがって、屈折率の変更が必要となることがある。
米国特許第6,836,374号明細書 米国特許第7,068,439号明細書 米国特許出願第10/734,404号明細書 米国特許出願第11/253,031号明細書 米国特許出願第10/231,433号明細書 米国特許出願第11/069,136号明細書 米国特許第6,860,601号明細書 米国特許第6,966,649号明細書 米国特許第7,278,739号明細書 米国特許出願第11/507,946号明細書 米国特許出願第10/890,576号明細書 米国特許出願第10/358,038号明細書 米国特許出願第60/433,046号明細書 米国特許第7,122,053号明細書 米国特許第7,261,737号明細書 米国特許第7,247,168号明細書 米国特許第7,217,288号明細書 米国特許出願第11/642,388号明細書 米国特許出願第11/646,913号明細書 米国特許第6,730,123号明細書
Xia and Whitesides、「Annual Review of Materials Science」1998年、28巻、153〜184頁
本発明の一態様は、調節性眼内レンズの光学パラメータを調節する方法である。この方法は、外周部分と流体連通状態にある光学部分を備える調節性眼内レンズを提供するステップを含み、毛様体筋の動きに応じた外周部分と光学部分との間における流体の移動により、レンズの屈折力が変化を受ける。さらに、この方法は、眼内レンズが毛様体筋の動きに応じて第1の屈折力を有するように、眼内レンズの一部分内の流体圧力を変更するステップを含み、流体圧力が変更された後には、眼内レンズは、同一の毛様体筋の動きに応じて第1の屈折力とは異なる第2の屈折力を有する。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズの一部分内の流体圧力を変更するステップは、光学部分内の流体圧力を上昇させるステップと、外周部分内の流体圧力を低減させるステップとを含む。流体圧力を変更するステップは、外周部分から光学部分に流体の一部分を移動させるステップを含むことが可能である。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズの一部分内の流体圧力を変更するステップは、外周部分内の流体圧力を上昇させるステップと、光学部分内の流体圧力を低減させるステップとを含む。流体圧力を変更するステップは、光学部分から外周部分に流体の一部分を移動させるステップを含むことが可能である。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズの一部分内の流体圧力を変更するステップは、流体が眼内レンズの外周部分から眼内に拡散するのを可能にするステップを含む。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズの一部分内の流体圧力を変更するステップは、眼内の流体が眼内レンズの外周部分内に拡散するのを可能にするステップを含む。
本発明の一態様は、移植後に調節性眼内レンズを調節する方法である。この方法は、水晶体嚢内に調節性眼内レンズを移植するステップであって、調節性眼内レンズが、毛様体筋の動きに応じて屈折力を変化させるステップと、眼内レンズの非光学部分と光学部分との間において流体媒体を移動させるステップであって、毛様体筋の動きに応じたものではないステップとを含む。
いくつかの実施形態においては、流体媒体を移動させるステップは、レーザなどの外部エネルギー供給源に応答するものである。
いくつかの実施形態においては、流体媒体を移動させるステップは、圧力解放機構を作動させるステップを含む。圧力解放機構を作動させるステップにより、圧力解放機構を変形させることが可能である。
本発明の一態様は、移植後に眼内レンズを調節する方法である。この方法は、本来の水晶体を眼内レンズと置換するステップであって、眼内レンズがボリュームを有するステップと、眼内レンズが水晶体嚢内に移植された後に、眼内レンズのボリュームを第1のボリュームから第2のボリュームに調節するステップとを含む。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズのボリュームを調節するステップは、眼内レンズ内から眼内レンズの外部に流体媒体を移動させるステップを含む。流体媒体を移動させるステップは、眼内レンズ内の流体媒体が、流体媒体と眼との間の差圧に基づいて眼内レンズから拡散するのを可能にするステップを含むことが可能である。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズのボリュームを調節するステップは、眼から眼内レンズ内に流体媒体を移動させるステップを含む。流体媒体を移動させるステップは、眼の流体が、流体媒体と眼との間の差圧に基づいて眼内レンズ内に拡散するのを可能にするステップを含むことが可能である。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズは、調節性眼内レンズであり、この方法は、毛様体筋の動きに応じて眼内レンズの屈折力を変化させるステップをさらに含む。
本発明の一態様は、移植後に調節性眼内レンズの光学パラメータを変更する方法である。この方法は、外周部分と流体連通状態にある光学部分を備える調節性眼内レンズを提供するステップを含み、毛様体筋の動きに応じた外周部分と光学部分との間における流体の移動により、レンズの屈折力が変化を受ける。さらに、この方法は、患者の外部から眼内レンズの一部分にエネルギーを印加することによって、レンズの光学パラメータを変更するステップを含む。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズの一部分にエネルギーを印加するステップは、レンズの一部分にレーザエネルギーを印加するステップを含む。眼内レンズの一部分に対してエネルギーを印加するステップは、手術器具により眼内レンズのその部分を作動させるステップを含むことが可能である。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズの光学パラメータを変更するステップは、レンズ内の流体圧力を調節するステップを含む。レンズの光学パラメータを変更するステップは、レンズの屈折力を変更するステップを含むことが可能である。
本発明の一態様は、移植後変更用に構成された調節性眼内レンズである。このレンズは、光学部分と、光学部分から外周方向に配設され、水晶体嚢に係合するように適合化された非光学部分とを備え、眼内レンズは、毛様体筋の動きに応じて屈折力を変化させるように適合化される。さらに、このレンズは、眼内レンズの光学パラメータを変化させるように、外部エネルギー供給源によって作動されるように適合化された、作動可能要素を備える。
いくつかの実施形態においては、光学部分および非光学部分は、流体連通状態にあり、レンズは、レンズの屈折力を変化させるように、毛様体筋の動きに応じて光学部分と非光学部分との間において流体を移動させるように適合化される。作動可能要素は、作動と同時に、流体が、眼内レンズの光学部分と非光学部分との間において移動されるように、レンズ内に配設されてよい。
いくつかの実施形態においては、レンズは、作動可能要素が作動される際に、光学部分から非光学部分に流体を移動させるように適合化される。作動可能要素は、犠牲プラグであることが可能である。作動可能要素は、変形可能要素であることが可能であり、変形可能要素は、光学部分と非光学部分との間にラジアル方向に配設されてよい。変形可能要素は、流体充填式破裂可能要素であることが可能である。
いくつかの実施形態においては、変形可能要素は、熱収縮チューブなどの形状記憶ポリマーである。
いくつかの実施形態においては、外部エネルギー供給源は、レーザまたは手術器具である。
本発明の一態様は、移植後修正用に構成された調節性眼内レンズである。このレンズは、光学部分と、光学部分から外周方向に配設され、水晶体嚢に係合するように適合化された、非光学部分とを備え、眼内レンズは、毛様体筋の動きに応じて屈折力を変化させるように適合化され、非光学部分は、流体がそれを通過し眼内に進むのが可能となるように適合化された外方透過性層を備える。
いくつかの実施形態においては、外方透過性層は、流体が非光学部分から眼内に進むのが可能となるように適合化される。いくつかの実施形態においては、外方透過性層は、流体が眼から非光学部分内に進むのが可能となるように適合化される。
いくつかの実施形態においては、レンズは、光学部分と非光学部分とを離隔させる層をさらに有し、光学部分は、第1の流体を含み、非光学部分は、第2の流体を含む。
いくつかの実施形態においては、非光学部分は、透過性層内に内方チューブ状部材をさらに備え、透過性層は、第1の流体が収容されるチャンバを中に画成し、内方チューブ状部材は、光学部分と流体連通状態にある。
本発明の一態様は、眼内レンズが中に移植された後に水晶体嚢を調節する方法である。この方法は、水晶体嚢内に眼内レンズを移植するステップと、水晶体嚢内に眼内レンズを移植した後に水晶体嚢の赤道部の寸法を調節するステップであって、毛様体筋の動きに応じて行われるものではないステップとを含む。
いくつかの実施形態においては、眼内レンズの移植後に水晶体嚢赤道部の寸法を調節するステップは、水晶体嚢内に眼内レンズを移植した後に、眼内レンズの外周部の周囲における自然な嚢収縮に応じたものである。
いくつかの実施形態においては、水晶体嚢赤道部の寸法を調節するステップは、眼内レンズが移植された後に、眼内レンズのボリュームを調節するステップを含む。
いくつかの実施形態においては、嚢の赤道部の寸法を調節するステップは、水晶体嚢の内部表面と眼内レンズの外部表面との間における相互作用を調節するステップを含む。水晶体嚢の内部表面と眼内レンズの外部表面との間における相互作用を調節するステップは、水晶体嚢の内部表面と眼内レンズの外周部分の外部表面との間の相互作用を調節するステップを含むことが可能である。
いくつかの実施形態においては、水晶体嚢の赤道部の寸法を調節するステップは、外部エネルギー供給源により眼内レンズを作動させるステップを含む。
いくつかの実施形態においては、水晶体嚢の赤道部の寸法を調節するステップは、レンズの第1の部分からレンズの第2の部分に流動性媒体を変位させるステップを含む。
この明細書内で述べられるすべての刊行物および特許出願は、それらそれぞれ個々の刊行物または特許出願が参照により組み込まれるべく具体的におよび個別に示された場合と同じように、参照により本明細書に組み込まれる。
本発明の新規の特徴は、添付の特許請求の範囲において、詳細に示される。本発明の特徴および利点は、本発明の原理を利用する例示的な実施形態を示す以下の詳細な説明、および添付の図面を参照することによって、さらに一層よく理解されよう。
例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 移植後修正用に構成された、例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 移植後修正用に構成され得る、例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 移植後修正用に構成され得る、例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 移植後修正用に構成され得る、例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 移植後修正用に構成され得る、例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 移植後修正用に構成され得る、例示的な調節性眼内レンズを示す図である。 移植後における眼内レンズ内の流体のボリュームの調節のコンセプトを示す図である。 移植後にレンズ内の流体を変位させるために、眼内レンズ内に組み込まれるトグル機能部を示す図である。 代替の例示的な調節性および拡散性眼内レンズを示す図である。 代替の例示的な調節性および拡散性眼内レンズを示す図である。 眼内レンズ支持部と光学部分との間に層を有する、調節性眼内レンズを示す図である。 眼内レンズ用の眼内レンズ支持部内眼内レンズ支持部のコンセプトを示す図である。 例示的なポリマー製眼内レンズ支持部の断面図を示す、一実施形態の図である。 作動可能要素が光学部分と外周部分との間に配設される眼内レンズを示す図である。 作動可能要素が光学部分と外周部分との間に配設される眼内レンズを示す図である。 眼内レンズの移植後に第1の構成から第2の構成へと作動され得るレンズの外周部分を示す図である。 眼内レンズの移植後に第1の構成から第2の構成へと作動され得るレンズの外周部分を示す図である。 眼内レンズの移植後に第1の構成から第2の構成へと作動され得るレンズの外周部分を示す図である。 眼内レンズの移植後に第1の構成から第2の構成へと作動され得るレンズの外周部分を示す図である。 レンズの移植後に作動され得る作動可能構成要素を有する眼内レンズを示す図である。 レンズの移植後に作動され得る作動可能構成要素を有する眼内レンズを示す図である。 レンズの移植後に作動され得る作動可能構成要素を有する眼内レンズを示す図である。 スペーサがレンズの光学部分と外周部分との間に配設される眼内レンズを示す図である。
本発明は、概して、調節性IOLなどの眼内レンズ(「IOL」)に関する。具体的には、本発明は、IOLが移植された後の(すなわち移植後(post-implant)の)IOLに対する修正に関する。
IOLに対する移植後の修正が必要となり得るいくつかの理由が存在する。これらの理由には、患者の水晶体嚢のサイズに基づき患者間において性能がばらつくこと、治癒反応(患者間における嚢の反応)のばらつきを補正すること、IOLから眼内への流体(例えばシリコーンオイルなど)の非常に低速の漏出もしくは拡散により、またはIOL内への流体の(例えばIOL内への眼房水など)拡散もしくは漏出により、IOLにおいて屈折力が変化すること、IOL移植後の屈折矯正手術が常に成功するわけではなく、角膜の補正よりもむしろIOLの屈折力の調節の方がより容易である場合があること、移植後の屈折矯正手術を外科医が指示しない場合があるか、または移植後の屈折矯正手術が屈折力全体を調節するのに必要とされる範囲にまで対応しない場合があること、患者の生涯にわたって角膜に生じる変化に対して屈折力を調節するためにIOLを使用すること、ならびに、移植処置の際にIOLが損傷を被る場合にIOLの屈折力を調節することが含まれるが、それらに限定されない。
移植後の調節は、移植後に1度だけ行われてもよく、または、2度以上行われてもよい。2度以上行われるいくつかの調節は、定期的に行うことが可能であり、あるいは、数時間、数日などの期間にわたって、またはIOLの全耐用期間にわたって、実質的に継続的に行うことが可能である。さらに、IOLは、自己調節式のもの(すなわち自動的に調節するもの)として構成することが可能であり、または、IOLは、保健医療供給者が外部のエネルギー供給源を使用することによってなど、人間が介入することによって調節されてよい。
移植後の調節には、レンズのボリューム、レンズの直径、1つまたは複数のレンズ構成要素の弾性係数等の、IOLの物理的パラメータを変更することが含まれる。さらに、調節には、レンズの屈折力など、IOLの光学的パラメータを変更することが含まれる。一般的には、ボリューム/サイズを一定に維持しつつ屈折力を調節すること、または、屈折力を一定に維持しつつボリューム/サイズを調節することのいずれかが望ましい。これが意図するところは、所与の嚢の幾何学的形状に合致させるように、ボリューム/屈折力比を調節することである。
図1Aおよび図1Bは、形状記憶特性を有する例示的な調節性IOLの断面図を示す。(本来の水晶体の除去後に)レンズが水晶体嚢内に移植された後に、嚢外周部形状設定体512が記憶形状MSから暫定形状TSへと動くことにより、壁部部分528bに対する壁部部分528aによる押圧が生じ、それにより流体媒体Mが、内部チャンバ522A(集合的に)からレンズ部分520中の内部スペース522Bへと変位されて、レンズ部分520の湾曲が、ACからAC'へと変更されることとなる。本発明の範囲には、圧縮されて光学部分への流体媒体流を生じさせる、非光学部分512内の任意の多様な機構、および任意の多様な空洞部形状が含まれる。さらに、本発明の範囲には、膨張されて光学部分から流体媒体を流動させる、非光学部分512内の機構および空洞部形状が含まれる。レンズ内の内部スペースは、表面を変形させることにより平面レンズ、正屈折力レンズ、もしくは負屈折力レンズにおいて屈折力を増大または低減させることが可能となるように、(i)中央部に配置されてよい、あるいは(ii)環状領域に外周方向に配置されてよい。外周方向延在部分512(2つ以上の外周方向延在部分512が存在してもよい)は、薄膜伸展形態のもしくはワイヤ形態のNiTi成形部を有し、それによって、外周方向延在部分512が記憶形状へと誘導されるとともに、チャンバ522Aが「記憶」ボリュームへと復元される。十分なボリューム(第1のボリューム)の流体媒体Mが、外周部非光学部分512内、および外周部非光学部分512内のチャンバ522A内に存在することが理解されよう。この無張力状態または記憶状態においては、レンズの内部スペース522B内の媒体Mのボリュームは、制限される。
図1Bに図示される逆調節状態において、この断面図は、チン氏帯の張力により、水晶体嚢が平坦化され、光学軸515Aに沿ってインプラントの軸方向寸法が圧縮された場合の、張力下において圧縮された(暫定)形状の嚢外周部形状設定体部分512を示す。インプラントの軸方向圧縮により、外周部チャンバ522Aが圧縮され、あるボリュームの流体媒体Mがレンズ部分520のスペース522B内に移動されることが理解されよう。したがって、スペース522B内において流体圧力が上昇することにより、レンズ表面ACが変形され、レンズの負屈折力が低減される。変形可能表面が(i)中央内部スペース522Bもしくは環状内部スペース522Aによってより急勾配なまたはより平坦な湾曲を構成するように、(ii)屈折力を増大させるもしくは低減させるように、あるいは、(iii)非屈折パラメータから離れて正屈折力もしくは負屈折力の方向へと平面素子を動かすように、レンズを再度形状設定するために、この増大した流体圧力をどのように利用することが可能であるかが、容易に理解されよう。本発明のこの方法には、レンズチャンバ522Bに比べて外周部チャンバ522A内に大量の流体ボリュームを提供することによって、嚢外周部形状設定体部分512の機械的可撓性を変換および増強させるための水圧式増強手段が形成されて、それによりレンズの変形を最大化させることが含まれることに、留意することが重要である。
図2は、代替の適応性光学デバイス500Dの断面図であり、外周部分512のより平坦な形状への撓曲が、外周チャンバ部分522Aのボリュームに作用することにより、屈折率整合流体媒体が、レンズ520内の中央チャンバ部分522Bへと追加されることによって、両凸レンズの屈折力が、低減される。変形可能表面ACは、流体媒体流に応じた形状変化を制御するために、ウェブ580によって環状光学外周部に拘束されることが、理解されよう。
嚢形状設定体の任意の設計において、または調節性レンズシステムに対する任意の設計において、(i)移植後の外周部体の変形に対して可撓性および応答を調節するための、(ii)水晶体嚢に係合するようにインプラントの寸法を正確に設定するための、(iii)調節を増強するための、または(iv)レンズの光学パラメータの調節を可能にするための、製造後調節手段を設けることが、必要となる場合がある。
このような移植後調節装置を提示するために、図3は、嚢形状設定体部分512およびレンズ部分510の破断図を示す。嚢形状設定体の複数の領域588が、インプラント内の内部スペースまたは内部チャンバに隣接して配設された、形状記憶ポリマーから構成される。各形状記憶ポリマー部分は、外部エネルギー供給源に対して応答性を有し、この外部エネルギー供給源によって、各形状記憶ポリマー部分は、膨張され、それによりチャンバに作用して、チャンバのボリュームを低減させる(内部流体圧力を上昇させる)。これらの領域は、図3においては離散され、離間されるが、環状であってもよく、または、ポリマー伸展部からなる薄層を備えてもよい。同様に、形状記憶ポリマー領域を、嚢形状設定体の係数または可撓性特性を変更するために、嚢形状設定体の広い表面領域内にまで拡張させてもよい。とりわけ、ポリマー体構成要素の機械的特性の変更は、ポリマー体構成要素中のNiTi成形部の特性と相殺および協働することによって、この複合体の弾性特性を変更させることが可能となる。
移植後に調節(例えば、材料の形状、ボリューム、弾性係数、屈折率等の調節)され得るIOLの他の例示的な実施形態が、米国特許第6,836,374号、米国特許第7,068,439号、2003年12月12日に出願の米国特許出願第10/734,404号、2005年10月17日に出願の米国特許出願第11/253,031号、2002年8月29日に出願の米国特許出願第10/231,433号、2005年2月28日に出願の米国特許出願第11/069,136号、米国特許第6,860,601号、米国特許第6,966,649号、米国特許第7,278,739号、2006年8月21日に出願の米国特許出願第11/507,946号、2004年7月14日に出願の米国特許出願第10/890,576号、および2003年2月3日に出願の米国特許出願第10/358,038号において、さらに十分に説明される。これらの特許文献の開示は、ここに、参照により本明細書に組み込まれる。
図4Aおよび図4Bは、IOL20の例示的な実施形態を示す。IOL20は、光学部分21および眼内レンズ支持部部分22を備える。光学部分21は、光透過性材料から構成され、眼内レンズ支持部部分22は、光学部分の外周部に配設され、眼の網膜上への光の集光には関与しない。
光学部分21は、前部レンズ素子23、レンズピストン25を備えるアクチュエータ層24、基材26、および後部レンズ素子27を備え、これらはすべて、シリコーンポリマー、アクリルポリマー、または眼内レンズの技術において知られている他の生体適合性材料などの、光透過性材料から作製される。眼内レンズ支持部部分22は、例示的には、基材26から延在するアーム28および29を備えるが、他の眼内レンズ支持部構成を採用してもよい。アーム28および29はそれぞれ、変換器30にて終端する。好ましくは、変換器30はそれぞれ、力集中フィン31、ダイアフラム32、およびリザーバ33を備える、眼内レンズ支持部ピストンを備える。リザーバ33は、リザーバからレンズピストン25の下方に配設されるウェル35まで延在するチャネル34を介して、レンズピストン25の内部と流体連通状態に結合される。
図4Bにおいては、変換器30は、非変形状態にあり、力集中フィン31が、ダイアフラム32に対して最大たわみを生じさせ、それにより端壁部41が完全にたわめられ、前部素子23が完全に調節された位置まで動かされている。これは、本明細書において以下で説明されるように、毛様体筋が完全に収縮された状態に相当する。
アクチュエータ層24は、基材26の凹部36内に配設され、好ましくは、頑丈なエラストマー材料を含む。アクチュエータ層24は、チャネル34、ウェル35、およびレンズピストン25の内部中の流体を、前部レンズ素子23とアクチュエータ層24との間のスペース37内に配設される流体から隔離する。それぞれチャネル34およびスペース37内に配設される流体38および39は、好ましくは、シリコーンオイルまたはアクリルオイルを含み、前部レンズ素子23、アクチュエータ層24、および基材26の材料と整合する屈折率を有するように選択される。
一実施形態においては、レンズピストン25は、膨張可能な端壁部41に結合された、実質的に変形不能な円筒状側壁部40を備える。端壁部41は、眼内レンズ支持部部分からの流体の移動により側壁部40内において加えられる圧力に応じて外方にたわむように構成される。端壁部41は、前部レンズ素子23の内部表面に接触し、それにより、レンズピストンの端壁部41のたわみが、前部レンズ素子23に対応するたわみを生じさせる。このようなたわみにより、前部レンズ素子は、さらに短い曲率半径を有する球形状になされ、これにより、レンズのジオプター屈折力が変化を受ける。当然理解されるであろうが、代替として、光学部分は、後部レンズ素子27がレンズピストンによりたわめられるように、構成されてよく、図4Aおよび図4Bに示される構成は、もっぱら例示的なものである。
(レンズの光学軸に対する)前部素子23の内部表面および厚さは、前部素子23の外部表面が、例えば0〜10ジオプトリの調節に対してなど、レンズ部分25の全動作範囲にわたって、例えば球形状などの光学的補正形状を維持するように、選択される。当然ながら、前部素子23の内部表面および厚さは、所望の光学補正の度合いに対する必要に応じて、非球形状外部表面を形成するように選択されてもよいことを理解されたい。
図4Aおよび図4Bに図示されるように、アクチュエータ層24の一実施形態は、光学部分21の中央部に配置された単一のレンズピストン25を備える。代替の実施形態であるアクチュエータ層24'は、アクチュエータ層の前部表面上において予め定められた構成において離間されたレンズピストン25'のアレイを備えてよい。当業者には明らかであろうが、環状構造部が、個々のレンズピストンの代替となることが可能であり、側壁部40は、円筒形以外の任意の所望の形状のものであってよい。
本発明の一態様によれば、調節性レンズ内の流体のボリュームは、使用に適した調節範囲を実現するのに必要な力が、予め選択された患者集団に対して十分なものとなるように、選択されてよい。代替としては、IOL20において使用される流体のボリュームは、製造の際に、所与の患者に対して指定されてよく、または、IOLの移植前に、各患者ごとに調節されてよい。このように、レンズピストン25および眼内レンズ支持部ピストン42によって生成される力は、ある特定の患者に対して調製することができる。さらに、アクチュエータ層24'の上のレンズピストン25'の個数、形状、および配置は、ある特定の患者に対するレンズの調節を最適化するように、製造の際に選択されてよい、例えば規定されてよい。
非変形状態においては、変換器30は、レンズを調節された状態にまたは高屈折力状態に維持することに気づかれよう。したがって、いかなる生理学的影響も伴うことなく変換器を非変形状態にさせ得る任意の故障によって、残存性近視状態がもたらされる可能性がある。本発明の別の態様によれば、レンズピストンが調節されていない低屈折力状態となるように、レンズ内の少量の静圧を解放するための機構を提供することが有利となる場合がある。
この結果を達成するために、犠牲プラグの形態のリリーフ弁が、真空空洞部に通じるチャネル上に配設されてよい。このプラグは、レーザにより作動される際に再成形されることによって、レンズピストン内の圧力を低減させることが可能であり、それにより、前部レンズ素子を調節されていない状態にし得る材料から構成されてよい。このプラグは、好ましくは、例えばNd:YAGレーザからの1.06ミクロン波長放射などのレーザ光を容易におよび優先的に吸光する着色物質を含む。照射されると、プラグは、相変化を生じるか、または変形して、チャネル34内の予め定められた量の流体が、真空空洞部に進入することが可能となる。
移植後修正用に構成され得る他の例示的なIOLが、2002年12月12日に出願の米国特許出願第60/433,046号、米国特許第7,122,053号、米国特許第7,261,737号、米国特許第7,247,168号、米国特許第7,217,288号、2006年12月19日に出願の米国特許出願第11/642,388号、および2006年12月27日に出願の米国特許出願第11/646,913号において説明される。これらの特許文献の開示は、ここに、参照により本明細書に組み込まれる。
移植後に、レンズの屈折力または調節範囲の変化が、予想され得る治癒反応によって生じる場合には、治癒反応による屈折力の変化を補償するために必要となる移植後の調節が、初めに決定される。次いで、IOLが、眼が移植処置に対して反応を生じた後に(所望の性能特性を有する)選択された所望の構成をとるように、移植前に構成される。IOLは、例えば、既知の治癒反応によって治癒プロセスによる既知の屈折力の変化がIOLにおいて生じる場合に、所望の構成をとるように、形状記憶特性を有することが可能である。代替としては、例えば、IOL内の流体チャンバが、移植前に低量充填され、治癒反応によって、流体がチャンバ内へと押し出されて、チャンバを所望の状態にさせることが可能である。
いくつかの実施形態においては、IOLは、IOLの複数部分内もしくは複数部分間の流体の流れを制御するために使用し得る弁および/またはポンプなどの、少なくとも1つの流れ制御部材を備える。流れ制御部材は、光学部分内の1つのチャンバもしくはリザーバから流体を引き出して、またはその逆を行って、IOLの流体圧力および屈折力を調節するために使用することが可能である。このような例示的なデバイスは、Klopotekに対する米国特許第6,730,123号中に見受けられる。リリーフプラグが使用される場合には、プラグは、能動流体システムにおいて圧力を解放するために使用することが可能であり、または、流体を高圧リザーバから移動させて、能動流体システム内の圧力を上昇させることが可能である。
Nd:YAGレーザは、PCOを低減させ、被膜切開術を実施するために、使用することが可能である。また、レーザ技術は、光学表面を彫刻するおよび/または再整形するためにも使用することが可能である。この処置は、正確なテンプレートおよび制御を要する。さらに、レーザは、弁を開く、閉じる、もしくはフリップさせるために使用することが可能であり、レンズ内の圧力を大まかに修正するために、および/またはレンズ内で流体ボリュームを再分配させるために使用することが可能である。レーザは、例えば、犠牲プラグ中に穴を形成するために、または形状記憶ポリマーを加工するために使用することが可能である。これらの技術はいずれも、IOL内の、もしくはIOLの複数部分内の圧力を高めるまたは解放するために使用することが可能である。
図5から図7は、例示的な調節性IOL50を示す。IOL50は、眼内レンズ支持部52および54を含む、非オプションの外周部分を備える。さらに、IOL50は、前部素子56、中間層58、および後部素子、または基材62を含む、オプション部分を備える。中間層58は、アクチュエータ60を備える。眼内レンズ支持部52および54は、後部素子62および中間層58により画成される能動チャネル66と流体連通状態にある、内部ボリューム64を画成する。前部素子56および中間層58によって画成される受動チャンバ55が、第2の流動性媒体(流体など)を収容し、これは、能動チャネルとは流体連通状態にはない。眼内レンズ支持部は、チン氏帯の弛緩および収縮によって眼内レンズ支持部が変形され、それにより、眼内レンズ支持部内および能動チャネル内に配設された流動性媒体(流体など)が、眼内レンズ支持部と能動チャネルとの間で分配されるように、嚢袋に係合する。流体が、眼内レンズ支持部から能動チャネルに送られると、圧力が、能動チャネルたわみアクチュエータ60内において上昇し、これにより、前部素子56がたわめられ、急勾配になされる。前部素子56の湾曲におけるこの変化によって、IOLの屈折力が高められる。チン氏帯が収縮し、嚢が伸展すると、流動性媒体は、眼内レンズ支持部内に流入し、したがって、前部素子の湾曲が低減される。これにより、IOLはさらに低い屈折力へと逆調節される。
いくつかの実施形態においては、保健医療提供者は、IOL上のポートと協働するように構成された流体ボリューム調節デバイスを使用して、IOL内の、またはIOLの複数部分(例えば眼内レンズ支持部など)内の流体ボリュームを調節することが可能である。一実施形態においては、精密シリンジまたは精密針が使用される。この針は、IOL上の隔壁部に対して眼内方向に向けられる。針は、この隔壁部を穿刺し、IOL内の流体チャンバに進入して、リザーバ内に流体を追加するか、またはリザーバから流体を引き出すように構成される。隔壁部は、自動防漏式であり、そのため、自動防漏式隔壁部を貫通する針を除去することによって、流体が、リザーバから針挿入箇所を通じて放出されることはない。
図8は、移植後に、能動流体チャネルから流体を除去する、または能動流体チャネルに流体を追加することが可能な、IOLの1つの特定の例示的な実施形態を示す。このIOLは、ある距離にて離間される少なくとも2つの隔壁部を備える。針は、初めに第1の隔壁部を越え、流体リザーバ内に進む。能動流体に対して流体を追加するために(すなわち、能動流体のボリュームを増大させるために)、所望のボリュームの流体が、初めに、リザーバからシリンジ内に引き出される。次いで、針が、第2の隔壁部を貫通して能動流体システム内まで引き続き挿入される。流体が、能動流体システム内に送給される。能動流体システムから第2の隔壁部を通して針を抜き出すことにより、この入口が密閉される。流体が、同様に、能動流体から引き出され、流体リザーバ内に送給され得る、または、IOLから完全に引き出され得る。任意には、IOLは、膠剤リザーバまたは接着剤リザーバを備えることが可能であり、出口にて、針が、隔壁部の回復を補助するように膠剤を吐出することが可能である。代替としては、流体ボリューム調節デバイスは、隔壁部を密閉するために、特に隔壁部に粘着性密閉用物質を送給するための第2の管腔部を備えることが可能である。
任意には、針は、上述のように流体充填針がインプラントに進入する際に、レンズの安定化を補助し得る複数の管腔部を有することが可能である。例えば、真空源が、空気管腔部中に吸入力を生じさせて、空気管腔部の遠位ポートまでIOLを引き、レンズが流体で充填される際にレンズを安定化させるのを補助することが可能である。
代替の一実施形態においては、レンズの流体圧力状態は、機械的に調節することが可能である。例えば、クランプ、スペーサ、小型制御ラチェット作動装置、または他の機械デバイスを、流体圧力状態を変更するために使用することが可能である。これらの機械デバイスは、眼内レンズ支持部(もしくは複数の眼内レンズ支持部)を圧搾して、または眼内レンズ支持部(もしくは複数の眼内レンズ支持部)の配向を変更して、流体を適切に移動させることが可能である。1つの例示的な機械デバイスは、眼内レンズ支持部(もしくは複数の眼内レンズ支持部)および/または光学部分の上に配設される、トグル機能部である。図9に図示される、トグル機能部本来の形態状態、または第1の状態においては、トグルまたはディンプルが、流体チャンバ内のスペースに位置を占めることとなる。双安定状態、または第2の状態(変形状態)へとトグルを作動させることにより、トグルの移動によって、より多くのボリュームが流体に与えられ、流体チャンバ内の流体圧力が低下する。同様に、トグルは、流体チャンバ内の流体圧力を上昇させるように、逆の態様でトグル切替えされ得る。流体チャンバ内にまたは流体チャンバから可変的な量の流体を移動させることにより、移動されることとなる流体の量の調節可能範囲をさらに広げるように、複数のこのようなトグルを配置することが可能である。
嚢の形状変化に応じたIOL流体圧力の短期的変化、または比較的高速の変化により、光学部分が変形され、患者のレンズを調節することが可能となる。しかし、拡散、漏出、もしくは生理学的変化(嚢の収縮もしくは拡張など)による、長期的な、または比較的長期的な圧力変化により、IOLの性能低下がもたらされる可能性がある。IOLの壁部は、概して非常に薄く、材料特性および/または放出障壁にもかかわらず、幾分かの長期的流体拡散が生じる場合がある。眼内の眼房水は、IOL内の流体がIOLを通過して眼内に拡散する可能性があるのと正に同様に、IOL内にまたはIOLを通過して拡散する場合がある。IOL中のピンホールおよび他の小さな漏れ穴は、短期的には気づかれない場合があるが、長期間、おそらくは実に数年という期間にわたった場合には、このような漏れ穴により、システム内の圧力の低下が低速で生じる場合がある。ある期間にわたって嚢が収縮することにより、例えば、嚢が眼内レンズ支持部を圧搾して、レンズ体の光学部分内に流体を押し出すように治癒することによって、流体圧力が低速で上昇する可能性がある。比較的長い期間にわたっては(例えば数日、数週間、数カ月、または数年など)、これらの機構により、IOL内の流体のボリュームおよび/または流体圧力が予測不能な態様で変更される可能性があり、これは、毛様体筋の弛緩および収縮に応じたIOLの調節能力に対して悪影響を及ぼす可能性がある。
IOLの性能をその耐用年数全体にわたって維持することに加えて、水晶体嚢のサイズが、患者ごとに異なる可能性がある。比較的小さな嚢を有する患者においては、移植されることとなるIOLが、比較的大きな場合があり、IOL(または、眼内レンズ支持部などのIOLの一部分)内の流体ボリュームは、IOLが効果的な調節を行い得るように、低減される必要がある場合がある。同様に、比較的大きな嚢を有する患者に移植されるIOLは、IOLの外周部分が嚢と適切に接触されて、毛様体筋の動きに応じた適切な調節が可能となるように、移植後に流体チャンバ内に追加の流体を追加することにより、恩恵を受ける可能性がある。
一実施形態においては、IOLは、IOLの能動チャネル内に、生理食塩水および/または眼房水などの生体適合性流体を有する。IOLが、IOLの屈折力を調節するために、毛様体筋の動きに応じた外周部分と光学部分との間の流体の移動を利用する一方で、外周部分は、眼の眼房水とIOL内の能動チャネルの眼房水との間で流体が低速で往復的に拡散または漏出することが可能となるように、自動的に調節を行うように構成される。この低速の漏出は、材料中に小さな勧流部を形成することによって、または、低速の漏出を生じさせることが可能な他の手段によって、拡散が可能となるように設計された材料を使用して、達成することが可能である。このIOLは、毛様体筋の動きに起因する圧力変化に応じて調節を行うため、この材料は、IOLの調節応答よりもかなり低速の拡散速度を有する。この速度は、例えば、秒当たりではなく、日または週当たり数マイクロリットルのオーダのものであってよい。
一実施形態においては、能動チャネル内の流体は、生理食塩水溶液であることが可能であり、光学ポリマー材料および受動流体のいずれとも異なる屈折率を有する。したがって、境界体または中間層は、能動流体が中間層とは異なる屈折率を有することによって、レンズ素子となる。さらに、受動流体は、好ましくは、光学ポリマー構成要素(前部レンズ素子、後部レンズ素子、および中間層)に屈折率整合され、したがって、IOL内の能動(すなわち調節性)レンズ素子のみが、中間層と能動流体層との間の仲介部となる。さらに、前部体は、「浮動する」、すなわち光学軸に沿って若干並進することが可能になされる。この実施形態においては、IOLは、「能動」圧力(すなわち能動チャネルおよび/または眼内レンズ支持部流体チャンバ内の圧力)が眼内の圧力と均等である場合に、IOLが光学的に逆調節された状態となるように、設計される。図10および図11は、代替の例示的な調節性および拡散性IOLを示す。前部素子102、後部素子106、および中間層104は、高い屈折率を有するアクリル材料から作製される。受動流体108は、好ましくは、光学構成要素と同一の屈折率を有するシリコーン流体(例えばシリコーンオイル)である。能動流体110は、比較的低い相対屈折率を有する生理食塩水および/または眼房水流体である。
眼が調節を行う際に、眼内レンズ支持部内の圧力は、能動チャネル内の圧力が上昇するのと同様に、上昇する。小型のアクリル製中間層は、図10および図11において仮想線により示されるように、受動チャンバに応じて撓曲する。受動流体が再分配されると、前部体が若干前方に並進し得る。前部体および後部体が、概して剛性であるため、中間層が、形状を変化させる唯一のものとなる。中間層は、(中間層/生理食塩水の境界面により)光学表面であるため、IOLの屈折率は、毛様体筋の動きに応じて変化する。この実施形態における流体は、生理食塩水およびシリコーン流体に限定されず、これらはもっぱら例として用いられる。
これらのような、長期間のまたは低速度の拡散/漏出特徴と、生理食塩水能動流体とを組み合わせることによって、このシステムは、調節サイクルの際に圧力を依然として維持しつつ、比較的長期間にわたって(例えば睡眠中などに)このシステム自体をリセットする(すなわち圧力を低下させる)ことが可能となる。さらに、このIOLは、移植後に、様々な嚢のサイズに自己調節することが可能となる。この設計のもう1つの利点は、比較的厚い前部シェルおよび後部シェルが、易壊性の中間層を保護することも可能となる点である。さらに、中間層は、効率を最大化するように、および非球面形状を与えるように、形状設定することが可能である。
上述の拡散システムに対する一代替形態においては、光学部分において、および光学経路(最終的に網膜上に集光される光が進む経路)中に位置する流体において、同一のまたは実質的に同一の屈折率を維持することが望ましい場合がある。したがって、能動チャネル内の「能動」流体(および受動流体)を、光学部分(例えば前部素子、後部素子、および中間層など)と屈折率整合させることが望ましい場合がある。図12に図示されるこの実施形態においては、IOLは、屈折率整合されたシリコーンオイル130(受動流体および能動流体の両方)で充填された、中央光学レンズアセンブリまたは光学部分を有する。この光学部分は、混和不能層136を介してシリコーンオイルと境界を接する生理食塩水または眼房水134で充填された眼内レンズ支持部132によって、囲まれる。
この設計においては、眼内レンズ支持部は、比較的長期間にわたってゼロ圧力に低下するまで漏出または拡散するように設計される。生理食塩水およびシリコーンオイルが層136と接触状態にあり、境界層がたわむことが可能であるため、能動チャネル内の圧力(すなわちシリコーンオイル圧力)は、眼内レンズ支持部内の圧力(すなわち生理食塩水圧力)と概して一致することとなる。自己調節性の生理食塩水ボリュームを有することにより、シリコーンボリュームも自己調節性となる。能動流体の一部分が、(光学部分を通過して)IOLから漏出して望ましくない状態となる場合には、能動チャネルまたは受動チャンバ内の圧力が、低下する。次いで、眼房水が、眼から眼内レンズ支持部内に低速で拡散し、能動流体のボリュームの低下を補償することが可能となる。この実施形態においては、生理食塩水は、眼内レンズ支持部が集光の役割を担わないために屈折率が重要ではないIOLの外周部(すなわち眼内レンズ支持部)に拘束される。
図12に図示されるIOLは、図5から図7に図示される実施形態と同様に、前部素子を局部的にたわめるための少なくとも1つのアクチュエータもしくは構成要素を備えるか、または備えるように構成され得ることが、意図される。
生理食塩水とシリコーンオイル(または同様の代替の流体)との間に境界部を形成する代替の設計が、図13に図示されるような、「眼内レンズ支持部内眼内レンズ支持部」設計である。能動流体を収容する内方眼内レンズ支持部140が、生理食塩水および/または眼房水溶液を収容する外方眼内レンズ支持部142内に配設される。内方眼内レンズ支持部は、光学部分内の能動チャネルと流体連通状態にある。
外方眼内レンズ支持部は、概して、眼と眼内レンズ支持部との間で生理食塩水を移動させることによって、長期間にわたり(移植後に)患者の水晶体嚢のサイズに自動的に調節されるように構成される。この移動は、拡散、漏出、弁などの機械制御デバイス等によって生じさせることが可能である。内方眼内レンズ支持部は、外方眼内レンズ支持部内の圧力に応じて変形する。さらに、外方眼内レンズ支持部内の圧力は、水晶体嚢の変形に応答する。内方眼内レンズ支持部の変形により、レンズ体中に流体が移動され、これにより、前部光学素子が変位されて、IOLの屈折力を調節する。
したがって、毛様体筋の動きに応じた(内方眼内レンズ支持部/能動チャネル内に収容される流体の移動による)調節に加えて、このシステムは、嚢との平衡状態を保ち、漏出または拡散を経ることによって、平衡状態を達成しようとする。
内方眼内レンズ支持部は、アクリル構成要素または同様の構成要素から構成することが可能であり、概して円形の断面を有する(しかし、他の断面の眼内レンズ支持部を使用することが可能である)。外方眼内レンズ支持部は、シリコーン材料から構成することが可能であるが、他の材料から構成することも可能である。
図14は、例示的なポリマー製眼内レンズ支持部150の断面図を示す一実施形態を図示する。図14においては、眼内レンズ支持部150は、前部嚢壁部および後部嚢壁部の外周部または周囲部の表面に係合するように寸法設定される。本明細書において規定されるように、これらの前部表面および後部表面は、直径が約4.5から約7.0mmまでの範囲であるIOLの中央光学区域のラジアル方向に外方に位置する。眼内レンズ支持部は、内部ウェブまたは拘束要素152と共に微細加工される。
1つの例示的な実施形態においては、微細加工されたポリマー体は、いずれも選択された波長の光によって作動され得る形状記憶ポリマー(SMP)または熱収縮ポリマーなどの、形状可変性ポリマーからなる内部ウェブを有する。眼内レンズ支持部体の内部は、任意の複数の整列されたエラストマー製オープンウェブ構造を備え、ウェブは、IOLの軸の周囲においてラジアル方向に対称に配向されてよい。好ましくは、この微細加工されたポリマーモノリスは、少なくとも約10パーセントの、または少なくとも約50パーセントの、または少なくとも約75パーセントの空所ボリュームを画成する。いずれの実施形態の整列構造も、ソフトリソグラフィ技術を利用して微細加工することにより、上述のように「空所」ボリュームを形成することが可能である。
空所ボリュームまたは細孔の形状は、ソフトリソグラフィ技術を利用して、層中に成形し、組み付けることが可能である。このような微細孔は、集合的にソフトリソグラフィと呼ばれるREM、μTM、MIMIC、SAMIM、および複数の他の技術など、複数の異なる技術によって、弾性ポリマー(例えばシリコーンなど)から微細加工することが可能である。例えば、マイクロトランスファモールディングが利用されるが、この場合、弾性のポリジメチルシロキサン(PDMS)スタンプが、ポリマー中にフィーチャを形成するためにその表面上にパターニングされたリリーフを有する。PDMSスタンプが、プレポリマーまたはセラミック前駆体で充填され、基板の上に配置される。この材料が硬化され、スタンプが取り除かれる。この技術により、250nmもの小さなフィーチャが形成され、本発明のインプラントを製造するために使用され得る多層システムを生成することが可能となる。レプリカモールディングは、類似のプロセスであり、PDMSスタンプが、従来式にパターニングされたマスターから注型される。次いで、ポリウレタンまたは他のポリマーが、二次PDMSマスターから成型される。このようにして、複数の複製物を、オリジナルマスターに損傷を与えることなく作製することが可能となる。この技術は、30nmもの小さなフィーチャをレプリカ成形することが可能である。
別のプロセスが、毛細管マイクロモールド(MIMIC:micromolding in capillaries)として知られており、PDMSスタンプが固体基材と接触状態になされると、連続チャネルが形成される。次いで、毛管作用により、これらのチャネルがポリマー前駆体で充填される。ポリマーが硬化され、スタンプが取り除かれる。MIMICにより、1μmまでの小サイズのフィーチャを生成することが可能となる。さらに、溶媒支援マイクロコンタクト成形(SAMIM:solvent-assisted microcontact molding)が知られており、少量の溶媒が、パターニングされたPDMSスタンプ上に広げられ、スタンプが、フォトレジストなどのポリマーの上に配置される。溶媒が、ポリマーを膨らませ、ポリマーは、スタンプの表面リリーフを充填するように膨張される。60nmもの小さなフィーチャが、製造されている。例えばXiaおよびWhitesidesの「Annual Review of Materials Science」1998年、28巻、153〜184頁におけるような、ソフトリソグラフィに関する任意のテキストを精査することにより、多様な微細加工されたポリマー「空所」ボリューム構造を実現することが可能であることが理解されよう。とりわけ、図3(h)、図7(a)から図7(f)、および図8(a)から図8(f)が、ポリマー微細構造を示す。
図15Aおよび図15Bは、小さなまたは収縮した嚢を補償するように移植後に調節することが可能なボリュームを有するIOLの一実施形態を示す。このIOLは、レンズとして機能する光学部分300、眼内レンズ支持部302、およびクッション304を備える。クッション304は、光学部分と眼内レンズ支持部との間にラジアル方向に配設され、流体などの流動性媒体で充填される。この実施形態においては、クッションは、生理食塩水303(または他の生体適合性流体)で充填される。小さな嚢(IOLのサイズに対して)、または移植後にIOLの周囲にて収縮し接触する嚢により、眼内レンズ支持部に対して圧力がかけられ、眼内レンズ支持部内からレンズの光学部分内の能動チャネル314内へ流体(例えばシリコーンオイルなど)が押し出される。能動チャネル内のこの圧力上昇により、アクチュエータ層306に対して力が加えられ、それにより、前部層307に対して力が加えられ、それにより、前部表面308の湾曲が増大し、それにより、レンズの屈折力が変化する。これを補償するために、クッションは、作動され得るように、または「はじけ」させられ得るように構成され、これにより、流体がクッション内から眼の中に放出される。眼内レンズ支持部はクッションに隣接して配設されるため、クッションがはじけさせられると、眼内レンズ支持部流体チャンバ内の圧力は低下する。能動チャネルと眼内レンズ支持部との差圧により、能動チャネル内の流体は、能動チャネルから眼内レンズ支持部へと流される。これにより、アクチュエータ層に対する圧力が低下し、それにより、前部表面の湾曲が低減される(すなわち、レンズの屈折力が低減される)。
クッションは、レーザ(例えばNG:Yagレーザ)などの外部エネルギー供給源によって作動させることが可能である。代替としては、外部エネルギー供給源は、手術器具(例えば鋭利な手術器具など)であってよい。代替の一実施形態においては、クッションは、クッション内の圧力が予め定められたレベルに達した場合に、それ自体により自動的にはじけるように設計されてよい。クッション内の流体は、眼に損傷を与えないように選択されなくてはならない。無菌の生理食塩水などの生体適合性流体を使用することが可能である。
代替の一実施形態においては、クッション304は、透過性壁部を有し、この透過性壁部により、クッション内の流体が、クッションから低速で拡散または漏出することが可能となる。嚢の収縮が移植後に生じると(または、患者が小さな水晶体嚢を有する場合には)、クッション内の生理食塩水は、クッション内の流体と眼内の流体との間の差圧により、低速で漏出することとなる。このシステムは、ゼロ圧力の逆調節状態にて平衡状態となる。クッションが透過性であるこの実施形態においても、クッションは、作動されて(例えば「はじけ」させられて)、開き、中の流体を放出することが可能となるように、構成されてよい。
図16Aおよび図16Bは、移植後にレンズを調節することが可能な代替の一実施形態を示す。眼内レンズ支持部が、第1の構成から第2の構成に遠隔的に作動される(図9に図示される実施形態と同様の)双安定アクチュエータ420を備える。第2の構成にある場合には、アクチュエータは、眼内レンズ支持部のボリュームを増大させ、より多くの流体がそれらの中に流入することが可能となる。図16Aにおいては、アクチュエータは、ディンプルであり、眼内レンズ支持部から能動チャネルに流体を押しやる第1の構成にある。移植後に、光学部分が過度に高い屈折力を有する(すなわち、能動チャネル414内に過度に多量の流体が存在する)と医師によって判断されると、アクチュエータ420を作動させて(例えばレーザを使用して、または非常に小さな切開部から手術器具を挿入することによって)、それにより、アクチュエータ420がはじけ、図16Bに図示されるような構成へと構成を変化させることが可能である。これにより、眼内レンズ支持部内のボリュームが増大し(したがって、眼内レンズ支持部内の圧力が低下し)、差圧によって、流体が眼内レンズ支持部の方に流れる。これにより、能動チャネル内の圧力が解放され、光学部分の屈折力が低下する。1つの眼内レンズ支持部のみが、アクチュエータを有してもよい。また、眼内レンズ支持部が、IOL内の圧力変化に対してより優れた制御を行うために、2つ以上のアクチュエータを有してもよい。いくつかの実施形態においては、アクチュエータは、いずれも選択された波長の光により作動され得る形状記憶ポリマー(SMP)または熱収縮ポリマーを含む。
図17Aおよび図17Bは、眼内レンズ支持部590が、図17Aに図示される構成においてディンプル594を張力下に保持する保持要素592を備える、代替の一実施形態を示す。移植後に、保持要素は、作動されて(または自己作動して)、保持要素を破壊または切断し、これにより、ディンプル594は、図17Bに図示される元来の構成もしくは記憶構成をなすことが可能となる。これにより、図16Aおよび図16Bに図示される実施形態と同様に、眼内レンズ支持部内の圧力が解放される。一実施形態においては、保持要素は、フィラメントであり、このフィラメントは、外部デバイス(例えばレーザなど)により作動されることにより、切り離され得る。
図17Aおよび図17Bに対する代替形態においては、フィラメントが、眼内レンズ支持部(または眼内レンズ支持部の一部分)の外部表面の周囲に巻きつけられてよく、これによって、流体は、眼内レンズ支持部内に拘束される。次いで、フィラメントは、レーザまたは他の外部エネルギー供給源によって作動されて、切り離される。これにより、フィラメントが眼内レンズ支持部から解放されて、眼内レンズ支持部内の圧力が眼内レンズ支持部をさらにたわませ、フィラメントの領域において眼内レンズ支持部の特性を変化させる。
図18Aから図18Cは、IOLが、図15Aおよび図15Bのクッションと同様の機能を果たすスペーサ604を備える、代替の一実施形態を示す。このスペーサは、ウェブセクション608を備える。ウェブが完全な状態にある場合には、眼内レンズ支持部は、光学部分600からラジアル方向に外方に保持される。ウェブが切り離されると、スペーサのボックスセクションが圧縮されて、光学部分(図示せず)の能動チャネル内の圧力が低下する。ウェブの一部分のみが切り離される場合には、スペーサの該当セクションのみが圧縮されて、圧力の部分的低減が生じる。したがって、医師は、必要に応じて圧力の変化量を制御するように、すべてのまたはいくつかのウェブを切り離すことが可能である。図18Aに図示される2つのスペーサは、異なる個数のウェブセクションを有するが、スペーサは、同一個数のウェブセクションを、または任意の個数のウェブセクションを有することが可能である。ウェブセクションは、本明細書に記載される、または当技術において知られている任意の機構を使用して、外部から作動させることが可能である。
図19は、IOLが小さな外科切開部を介して除去または追加することが可能なスペーサセクション704を備える、代替の一実施形態を示す。これらのスペーサセクションは、このデバイスに移植することが可能であり、さらに、必要な場合には、過圧状態にあるデバイスを解放するために除去され得る。代替としては、低量充填されたデバイス内の圧力を上昇させるために、スペーサセクション704をデバイスに追加することが可能である。
スペーサセクションは、可能な限り最大の調節を可能にすると同時に、可能な限り完璧に近い遠視力を各患者に提供するように、システムを良好に調整するためのさらなる制御が可能となるような、多様なサイズのものが可能である。
いくつかの実施形態においては、レーザ(例えばアルゴンレーザ)などの外部エネルギー供給源が、収縮チューブの層または部材などの形状記憶ポリマーを加熱するために、使用される。レーザの出力、期間、およびスポットサイズを調節することにより、収縮チューブは、多様な構成(すなわち幾分かの収縮)に調節されて、これにより、移植後にある範囲にわたり調節され得るシステムをもたらすことができる。これは、2つの設定のみを有し得る双安定システムとは対照的である。
一実施形態においては、収縮チューブ材料の層または部分が、1つまたは複数の眼内レンズ支持部を覆って、またはその周囲に配設される。次いで、収縮チューブ材料が、移植後に作動されて、収縮され、それによって、眼内レンズ支持部を圧搾し、眼内レンズ支持部から光学部分の能動チャネル内に流体を押しやる。
図15Aから図15Bおよび図18Aから図18Cに図示されるものと同様の構造を有する代替の一実施形態においては、形状記憶ポリマースペーサが、光学部分と眼内レンズ支持部との間にラジアル方向に配設される。レーザにより作動されると、SMPは、軸方向寸法において収縮し、ラジアル方向寸法において厚さを増す。これにより、眼内レンズ支持部がラジアル方向に外方に押され、眼内レンズ支持部内の圧力が上昇し、流体が眼内レンズ支持部から光学部分内の能動チャネルへと流される(すなわち能動システム内の圧力が上昇する)。
代替の一実施形態においては、形状記憶ポリマースペーサを使用して、(例えば嚢の収縮により)、移植後に光学部分から眼内レンズ支持部へと流体を流すことが可能である。このSMPスペーサは、光学部分と眼内レンズ支持部との間にラジアル方向に配設される。レーザにより作動されると、SMPは、全寸法方向において収縮する。SMPスペーサが、眼内レンズ支持部に隣接するため、眼内レンズ支持部内の圧力は、低下し、それによって、光学部分から眼内レンズ支持部部分に流体が流れ、それにより、レンズの屈折力が低下する。
任意のこれらの処置方法に対して、および、おそらくは任意のこれらの1度のみの補正法のみに対して、患者のフィードバック、オートリフラクタ、波面測定、または他の技術に基づいて調節量を滴定する補正アルゴリズムを展開することも可能である。
さらに、本発明は、IOLを移植した後に、IOLと水晶体嚢との間の相互作用に対して調節を行う方法を含む。いくつかの実施形態においては、調節は、IOLと水晶体嚢との間のボリューム上の関係に対して実施される。特定の実施形態においては、調節は、IOLと水晶体嚢との間のラジアル方向における関係に対して実施され、この相互作用により、レンズ調節が行われる。
一実施形態においては、本発明は、水晶体嚢内に眼内レンズを移植した後に、水晶体嚢の赤道部の寸法を調節することを含む。水晶体嚢の赤道部の寸法の調節は、毛様体筋の動きに応じたものではなく、この調節は、自然な調節運動の一部とはならないことになる。眼内レンズの移植後の水晶体嚢赤道部の寸法の調節は、水晶体嚢内に眼内レンズを移植した後の、眼内レンズの外周部の周囲における自然な嚢収縮に応じたものとなり得る。水晶体嚢を調節するこの様式は、本明細書に記載される任意の移植後方法により可能なものである。さらに、水晶体嚢の調節は、非流体被動調節性IOLに対して必要となる場合がある。
本明細書では、本発明の好ましい実施形態を示し説明したが、これらの実施形態は、もっぱら例示として提示されることが、当業者には明らかであろう。今や、本発明から逸脱することなく、多数の変更形態、変形形態、および代替形態が、当業者には見出されよう。本明細書に記載される本発明の実施形態に対する様々な代替形態を、本発明の実施において採用し得ることを理解されたい。以下の特許請求の範囲によって、本発明の範囲が規定され、これらの特許請求の範囲およびその均等物の範囲内に含まれる方法および構造物が、特許請求の範囲に包含されることが、意図される。
20 眼内レンズ
21 光学部分
22 眼内レンズ支持部
23 前部レンズ素子
24 アクチュエータ層
25 レンズピストン
26 基材
27 後部レンズ素子
28 アーム
29 アーム
30 変換器
31 力集中フィン
32 ダイアフラム
33 リザーバ
34 チャネル
35 ウェル
36 凹部
37 スペース
38 流体
39 流体
40 円筒状側壁部
41 端壁部
42 眼内レンズ支持部ピストン
50 調節性眼内レンズ
52 眼内レンズ支持部
54 眼内レンズ支持部
55 受動チャンバ
56 前部素子
58 中間層
60 アクチュエータ
62 後部素子、基材
64 内部ボリューム
66 能動チャネル
102 前部素子
104 中間層
106 後部素子
108 受動流体
110 能動流体
130 シリコーンオイル
132 眼内レンズ支持部
134 生理食塩水、眼房水
136 混和不能層
140 内方眼内レンズ支持部
142 外方眼内レンズ支持部
150 ポリマー製眼内レンズ支持部
152 内部ウェブ、拘束要素
300 光学部分
302 眼内レンズ支持部
303 生理食塩水
304 クッション
306 アクチュエータ層
314 能動チャネル
414 能動チャネル
420 双安定アクチュエータ
500D 適応性光学デバイス
510 レンズ部分
512 嚢外周部形状設定体、非光学部分、外周方向延在部分、外周部非光学部分
515A 光学軸
520 レンズ部分
522A 内部チャンバ、外周部チャンバ
522B 内部スペース、レンズチャンバ、中央チャンバ部分
528a 壁部部分
528b 壁部部分
580 ウェブ
588 領域
590 眼内レンズ支持部
592 保持要素
594 ディンプル
600 光学部分
604 スペーサ
608 ウェブセクション
704 スペーサセクション
AC レンズ表面、変形可能表面
M 流体媒体
MS 記憶形状
TS 暫定形状

Claims (5)

  1. 移植後変更用に構成された調節性眼内レンズにおいて、
    光学部分と、
    前記光学部分から外周方向に配設され、水晶体嚢に係合するように適合化された支持部であって、前記支持部は流体ボリュームを備え、前記光学部分および前記流体ボリュームは、流体連通状態にあり、前記眼内レンズは、前記眼内レンズの屈折力を変化させるように、毛様体筋の動きに応じて前記光学部分と前記流体ボリュームとの間において流体を移動させるように適合化される、支持部と、
    外部エネルギー供給源によって作動されように構成され、作動と同時に、前記流体が、前記眼内レンズの前記光学部分から前記流体ボリュームへ移動されるように、前記眼内レンズ内に配設されるアクチュエータと、
    を備えることを特徴とする適合性眼内レンズ。
  2. 前記アクチュエータは変形可能要素であることを特徴とする請求項１に記載の眼内レンズ。
  3. 前記変形可能要素は、前記光学部分と前記支持部との間にラジアル方向に配設されることを特徴とする請求項２に記載の眼内レンズ。
  4. 前記変形可能要素は流体充填式破裂可能要素であることを特徴とする請求項３に記載の眼内レンズ。
  5. 前記外部エネルギー供給源はレーザであることを特徴とする請求項１に記載の眼内レンズ。
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