JP2008544819A - Foldable intraocular lens with adaptable support structure - Google Patents

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Abstract

無水晶体眼、偽水晶体眼もしくは有水晶体眼、またはその組み合わせの眼の前眼房の中に配置するように構成された折り畳み可能な低圧縮眼内レンズ。レンズは、好ましくは、小さな角膜切開を通って挿入されるために丸められる。好ましくは、インプラントは、弾性のある支持部本体（１００）、光学レンズ（１０２）、および過度の圧縮力なく前眼房内にレンズを設置する支持部（１０３，１０４）を備えている。開示されたレンズは、屈折光学部もしくは回折光学部、またはその両方の組み合わせを用いる。レンズの一実施形態は、マルチオーダー回折（ＭＯＤ）構造を用いる光学レンズを含む。開示されたレンズの利点は、単一のサイズのデバイスがどの眼にもフィットすることであり、従って開示された発明は、「１サイズですべてフィットする」眼内レンズを提供する。A foldable, low compression intraocular lens configured to be placed in the anterior chamber of an aphakic, pseudophakic or phakic eye, or a combination thereof. The lens is preferably rolled for insertion through a small corneal incision. Preferably, the implant comprises a resilient support body (100), an optical lens (102), and a support (103, 104) for placing the lens in the anterior chamber without excessive compression. The disclosed lens uses refractive or diffractive optics, or a combination of both. One embodiment of the lens includes an optical lens that uses a multi-order diffraction (MOD) structure. An advantage of the disclosed lens is that a single size device fits any eye, and therefore the disclosed invention provides an intraocular lens that "fits all in one size".

Description

本開示された発明は、レンズが装着される目の内部寸法に適合する人工補装の光学レンズおよび柔軟な支持部（「ｈａｐｔｉｃ」）構造を組み入れる折り畳み可能な眼内レンズインプラントに関する。開示されたレンズは、前眼房の内壁による周囲圧縮力が減少した各個々の目に適合する。屈折および回折型の単焦点、二焦点および多焦点の光学部は、開示された本発明と共に使用されることが意図される。   The disclosed invention relates to a foldable intraocular lens implant that incorporates a prosthetic optical lens and a flexible support ("haptic") structure that conforms to the internal dimensions of the eye in which the lens is mounted. The disclosed lens fits each individual eye with reduced peripheral compressive force due to the inner wall of the anterior chamber. Refractive and diffractive monofocal, bifocal and multifocal optics are intended for use with the disclosed invention.

眼内レンズ（ＩＯＬ）は、視力異常を矯正するために用いられ得る。１９４９年、Ｈａｒｏｌｄ Ｒｉｄｌｅｙ卿は、人工のレンズを作製し、それを白内障の患者の目に移植した。この処置は機能したが、Ｒｉｄｌｅｙの最初のレンズ設計は、堅く、痛みを伴い、緑内障の原因または一因となった。Ｒｉｄｌｅｙ卿の先駆的な業績以来、眼内レンズすなわち「ＩＯＬ」は進化し、現在、白内障患者の治療のために一般に用いられる。   Intraocular lenses (IOLs) can be used to correct vision abnormalities. In 1949, Lord Harold Ridley made an artificial lens and implanted it in the eyes of a cataract patient. Although this procedure worked, Ridley's original lens design was stiff, painful and contributed to or contributed to glaucoma. Since Ridley's pioneering work, intraocular lenses or “IOLs” have evolved and are now commonly used for the treatment of cataract patients.

眼内レンズは、様々な形状およびサイズとなる。一般的にすべてのＩＯＬは、２つのコンポーネントを共有し、すなわち、視覚の鋭敏さを高めるかまたは回復する光学レンズと、および患者の眼内で固定した位置にレンズを保持するために用いられる支持部構造とを共有する。支持部構造（「ハプティックス」）は、様々な設計となる。例えば、特許文献１「Ｈａｐｔｉｃｓ ｆｏｒ ａｎ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓ」に開示された支持部構造は、光学レンズから延び、幹状部に直角に延びるクロスバーに移行する幹状部構造を意図する。球根状の端部を有するバーは次いで、幹状部の方向にほぼ平行である方向にクロスバーから延びる。別の支持部の設計は、特許文献２「Ａｎｔｅｒｉｏｒ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ｒｅｄｕｃｉｎｇ Ｐｕｐｉｌ Ｏｖａｌｌｉｎｇ」に記述されており、該特許文献は、光学レンズの中心から放射状に離れるように延びる等しく間隔のあいた幹状部を備えている支持部構造の系を記述し、この場合、各幹状部は前眼房の内壁に接触するフットプレート（ｆｏｏｔｐｌａｔｅ）において終端する。特許文献３「Ｃｒｏｓｓｅｄ Ｈａｐｔｉｃｓ ｆｏｒ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓｅｓ」は、レンズの中心の縦軸に対して典型的には１００度より大きい鈍角で支持部ベースから延びる対の支持部幹状部を有するＩＯＬのハプティックスを記述する。特許文献４「Ｆｌｅｘｉｂｌｅ Ｆｉｘａｔｉｏｎ Ｍｅｍｂｅｒｓ ｆｏｒ Ａｎｇｌｅ−Ｓｕｐｐｏｒｔｅｄ Ａｎｔｅｒｉｏｒ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓｅｓ」は、支持部ベースから約９０度に置かれた長方形の支持部のフットプレートを有する指示部構造を提供する。米国特許出願第１０／３９４，９０６号、特許文献５「Ｆｏｌｄａｂｌｅ Ａｎｇｌｅ−Ｆｉｘｅｄ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓ」は、この出願におけるフットプレートが、球根状で、約８０度に位置されていること以外は、特許文献４に開示されているＩＯＬと非常に類似しているＩＯＬを記述する。米国特許出願第０９／７９４，９９０号、特許文献６「Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ Ａｎｔｅｒｉｏｒ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｉｍｐｌａｎｔ」は、ＩＯＬを患者の目に固定することを助けるように意図された支持部のフットプレート延長パッドと組み合わせた様々なＩＯＬ構成を記述する。米国特許出願第１０／３９４，９０６号、特許文献７「Ｓｔａｂｌｅ Ａｎｔｅｒｉｏｒ Ｃｈａｍｂｅｒ Ｐｈａｋｉｃ Ｌｅｎｓ」は、約６５度の隅角で支持部ベースから離れるように延びる支持部幹状部を有するＩＯＬを記述する。米国特許出願第１０／９１８，０７８号、特許文献８「Ａｃｃｏｍｏｄａｔｉｎｇ Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ Ｌｅｎｓ ｗｉｔｈ Ｔｅｘｔｕｒｅｄ Ｈａｐｔｉｃｓ」は、支持部ベースから約７０度に光学部から延びる幹状部に直角に置かれたＩＯＬを記述する。光学レンズおよび支持部構造は、共通の材料の一片から形成されるか、またはコンポーネント部品から組み立てられ得る。   Intraocular lenses come in a variety of shapes and sizes. In general, all IOLs share two components: an optical lens that increases or restores visual acuity, and a support used to hold the lens in a fixed position in the patient's eye Share the substructure. Support structure ("haptics") comes in various designs. For example, the support structure disclosed in Patent Document 1 “Haptics for an Intramolecular Lens” is intended to be a stem structure that extends from an optical lens and transitions to a crossbar that extends perpendicular to the stem. A bar having a bulbous end then extends from the crossbar in a direction that is substantially parallel to the direction of the stem. Another support design is described in U.S. Patent No. 5,057,049, "Ancient Chamber Intraocular Lens and Method for Reducing Pupil Ovaling", which is an equally spaced stem that extends radially away from the center of the optical lens. A system of support structure comprising a ridge is described, where each stem terminates in a footplate that contacts the inner wall of the anterior chamber. Patent document 3 “Crossed Haptics for Intralateral Lenses” describes an IOL haptic having a pair of support stems extending from a support base at an obtuse angle typically greater than 100 degrees with respect to the longitudinal axis of the center of the lens. Describe. Patent document 4 “Flexible Fixation Members for Angle-Supported Chamber Chamber Intra-Lens” provides an indicator structure having a foot plate of a rectangular support portion placed at about 90 degrees from the support base. U.S. Patent Application No. 10 / 394,906 and Patent Document 5 "Foldable Angle-Fixed Intraocular Lens" are disclosed in Patent Document 4 except that the foot plate in this application is bulbous and located at about 80 degrees. Describes an IOL that is very similar to the IOL disclosed in. US patent application Ser. No. 09 / 794,990, Patent Document 6 “Refractive Antenna Chamber Intramolecular Implant” is a variety of combinations in combination with a footplate extension pad of the support intended to help secure the IOL to the patient's eye The IOL configuration is described. US patent application Ser. No. 10 / 394,906, Patent Document 7 “Stable Antenna Chamber Pink Lens” describes an IOL having a support stem that extends away from the support base at a corner angle of about 65 degrees. US patent application Ser. No. 10 / 918,078, US Pat. No. 5,099,086, “Accommodating Intraocular Lens with Textured Haptics,” describes an IOL placed at right angles to a stem that extends from the optic at approximately 70 degrees from the support base. The optical lens and support structure can be formed from a piece of common material or assembled from component parts.

ＩＯＬの前眼房への装着は、自然の水晶体が存在するか否かに関わらず行われ得る。自然の水晶体がない場合、ＩＯＬが代わりに水晶体嚢に移植され得る。いずれの場合でも、その後の角膜のひずみおよびその他の外科的な副作用または合併症の可能性を減少させるために、ＩＯＬが移植のための最小限の角膜切開を通過するほど小さいことが望ましい。   The IOL can be attached to the anterior chamber regardless of whether a natural lens is present or not. If there is no natural lens, the IOL can instead be implanted into the capsular bag. In any case, it is desirable that the IOL be small enough to pass through a minimal corneal incision for implantation in order to reduce the likelihood of subsequent corneal distortion and other surgical side effects or complications.

角膜切開のサイズを決定する制限要因は、様々な周辺光レベルに対する瞳孔直径の範囲に適合させるのに必要な光学レンズの直径である。人工補装の光学レンズが適切な夜間の視力のために完全に開いた瞳孔をカバーするほど十分大きくない場合、眩視およびその他のひずみが起こりがちである。眩視を減少させ、一方同時に角膜の切開サイズを減少させる１つのアプローチは、Ｃｈａｒｌｅｓ Ｄ．Ｋｅｌｍａｎに対する特許文献９に開示されているように、個々の部分品が角膜切開を通って挿入された後に一体に結合されるいくつかの部分品からＩＯＬを組み立てることである。このタイプのＩＯＬの複雑性は、ＩＯＬの装着を困難にし、なおも、切開サイズの減少と夜間視力の障害を伴う周辺の眩視との妥協という結果となる。   The limiting factor that determines the size of the corneal incision is the diameter of the optical lens needed to fit the range of pupil diameters for various ambient light levels. If the prosthetic optical lens is not large enough to cover a fully open pupil for proper night vision, glare and other distortions tend to occur. One approach to reducing glare while simultaneously reducing the size of the incision in the cornea is Charles D. et al. As disclosed in U.S. Pat. No. 6,057,075 to Kelman, the IOL is assembled from several pieces that are joined together after the individual pieces are inserted through the corneal incision. The complexity of this type of IOL makes it difficult to wear the IOL and still results in a compromise between reduced incision size and peripheral glare with night vision impairment.

ＮｏｒｄａｎおよびＭｏｒｒｉｓは、薄い折り畳み可能な眼内レンズを開発することによってＫｅｌｍａｎによる仕事を改善し、該薄い折り畳み可能な眼内レンズは、特に、水晶体炎の水晶体嚢（自然の水晶体を有しない）または偽水晶体炎の前眼房（自然の水晶体を有する）の中に装着するように構成され、該前眼房は、目の壁に対する減少した最高圧力を提供する広がった接触領域を有する広い支持部弁を有するが、前方嚢の眼房水の流れを減少させ合併症が起こり得る結果となる。（特許文献１０および特許文献１１、ならびに特許文献１２を参照されたい。該特許文献は、その全体が本明細書に援用される）。開示された眼内レンズ（ＩＯＬ）の装着は、小さい角膜切開を通って、レンズを回転させ挿入することを伴う。   Nordan and Morris improve the work by Kelman by developing a thin foldable intraocular lens, which in particular has a phacocytic lens capsule (having no natural lens) or A wide support with a widened contact area configured to be worn in a pseudo-lensitis anterior chamber (having a natural lens), which provides a reduced maximum pressure against the eye wall Although it has a valve, it can reduce the flow of aqueous humor in the anterior capsule, resulting in possible complications. (See Patent Literature 10, Patent Literature 11, and Patent Literature 12, which is incorporated herein in its entirety). Wearing the disclosed intraocular lens (IOL) involves rotating and inserting the lens through a small corneal incision.

マルチオーダー回折（ＭＯＤ）レンズは、種々の波長の複数のスペクトル成分を共通の焦点に持っていくために有用である。（ＦａｌｋｉｓおよびＭｏｒｒｉｓに対する特許文献１３を参照されたい。該特許文献は、その全体が本明細書に援用される）。ＭＯＤレンズは、典型的にはゾーン境界を規定するステップ高を有する複数の環状ゾーンを備え、該複数の環状ゾーンは、各々の波長の光を異なる回折オーダーで共通の焦点に回折し得る。
米国特許第６，２２４，６２８号明細書 米国特許第６，４７５，２４０号明細書 米国特許第６，５１７，５７７号明細書 米国特許第６，６１６，６９３号明細書 米国特許出願公開第２００４／０１８６５６８号明細書 米国特許出願公開第２００２／０１２０３３１号明細書 米国特許出願公開第２００３／０１９９９７８号明細書 米国特許出願公開第２００５／００２１１４０号明細書 米国特許第５，７６９，８８９号明細書 米国特許出願公開第２００３／０２２０６８７号明細書 米国特許出願公開第２００３／００９７１７６号明細書 国際公開第０２／４１８０６号パンフレット 米国特許第５，５８９，９８２号明細書 Multi-order diffractive (MOD) lenses are useful for bringing multiple spectral components of different wavelengths to a common focus. (See U.S. Patent No. 6,057,017 to Falkis and Morris, which is hereby incorporated by reference in its entirety). A MOD lens typically includes a plurality of annular zones having step heights that define zone boundaries, which can diffract light of each wavelength into a common focus in different diffraction orders.
US Pat. No. 6,224,628 US Pat. No. 6,475,240 US Pat. No. 6,517,577 US Pat. No. 6,616,693 US Patent Application Publication No. 2004/0186568 US Patent Application Publication No. 2002/0120331 US Patent Application Publication No. 2003/0199978 US Patent Application Publication No. 2005/0021140 US Pat. No. 5,769,889 US Patent Application Publication No. 2003/0220687 US Patent Application Publication No. 2003/0097176 International Publication No. 02/41806 Pamphlet US Pat. No. 5,589,982

（発明の概要）
本明細書に記述される本発明は、低圧縮の折り畳み可能な眼内レンズを提供し、前眼房における栄養物を運ぶ流体の流れを可能にする視力矯正を提供する。単焦点、二焦点および多焦点のレンズは、開示された本発明によって意図される。開示された発明は、屈折および回折レンズと共に用いられ得る。一実施形態において、マルチオーダー回折レンズが、開示された眼内レンズ（ＩＯＬ）のために用いられる。 (Summary of Invention)
The invention described herein provides a low compression, foldable intraocular lens and provides vision correction that allows fluid flow to carry nutrients in the anterior chamber. Monofocal, bifocal and multifocal lenses are contemplated by the disclosed invention. The disclosed invention can be used with refractive and diffractive lenses. In one embodiment, a multi-order diffractive lens is used for the disclosed intraocular lens (IOL).

開示されたレンズは、屈折または回折光学部と共に用いられ得る。開示された本発明の一実施形態は、単焦点のマルチオーダー回折（ＭＯＤ）矯正レンズを用いる低圧縮ＩＯＬである。そのような低圧縮ＩＯＬは、口径を規定する単焦点のレンズ本体を備え、レンズは、ゾーン境界を規定する複数のゾーンを有するマルチオーダーの回折構造を備え、該ゾーン境界において、該構造に入射する光は、光学的位相のずれを受け、その焦点に対する、ｍ≧１などの異なる回折のオーダーｍで各々の波長の光を回折し、それによって複数のオーダーの回折シングレットを提供する。   The disclosed lens can be used with refractive or diffractive optics. One embodiment of the disclosed invention is a low compression IOL that uses a single focus, multi-order diffraction (MOD) corrective lens. Such a low compression IOL comprises a single-focus lens body that defines an aperture, and the lens comprises a multi-order diffractive structure having a plurality of zones that define a zone boundary at which the structure is incident. The light that undergoes optical phase shifts diffracts each wavelength of light with a different diffraction order m, such as m ≧ 1, relative to its focal point, thereby providing multiple orders of diffractive singlets.

（発明の詳細な説明）
本開示された発明は、屈折異常を矯正するために眼の中に移植するための折り畳み可能な低圧縮の眼内レンズ（ＩＯＬ）を意図する。従来のＩＯＬは、眼内にＩＯＬ位置を摩擦的に維持するために、眼の内壁による支持部構造の圧縮に頼るということにおいて、性質上圧縮的である。従来のＩＯＬにおいて、そのような圧縮力は、典型的には、移植されたＩＯＬの構造をゆがめ、光学レンズが虹彩から離れ、角膜上皮に向かうようにアーチ形にさせる。 (Detailed description of the invention)
The disclosed invention contemplates a foldable, low compression intraocular lens (IOL) for implantation into the eye to correct refractive errors. Conventional IOLs are compressive in nature in that they rely on compression of the support structure by the inner wall of the eye to frictionally maintain the IOL position within the eye. In conventional IOLs, such compressive forces typically distort the structure of the implanted IOL, causing the optical lens to arch away so that it is away from the iris and toward the corneal epithelium.

眼の前眼房内にレンズを置くために圧縮機構に頼ることは、多数の理由により問題がある。すべての人間の眼が同じ前眼房直径を有するわけではないので、前眼房に眼内レンズを装着する臨床医は、特定の患者に適切なサイズの眼内レンズを選択するために、試行錯誤のレンズフィッティング方法に携わるように余儀なくされる。レンズフィットがあまりにゆるいと、レンズは適所に正しく固定され得ない。レンズフィットがあまりにきついと、移植構造の過度の跳びは光軸に沿ってレンズ位置をオフセットし、それによって光学的性能を損ない得る。また、レンズフィットがあまりにきついと、角膜の形状がゆがめられ得、また、眼の内壁に対する過大な接触力から生じる潜在的な問題の他に、光学的障害を潜在的に引き起こし得る。典型的には、前眼房ＩＯＬインプラントの１０〜１５パーセントは、不適切なフィッティングのために除去されなければならない。本発明の低圧縮ＩＯＬは、１サイズですべてフィットするＩＯＬが用いられ得るように、前眼房直径の増加した範囲に適合することにおいて、従来のＩＯＬより優れている。そのようなＩＯＬは、屈折異常を矯正するために臨床医がどのサイズのＩＯＬを用いるべきかを推測することを不要にし、また診療所の在庫に複数のサイズのＩＯＬを置いておくことを不要にする。   Relying on a compression mechanism to place a lens in the anterior chamber of the eye is problematic for a number of reasons. Because not all human eyes have the same anterior chamber diameter, clinicians who wear an intraocular lens in the anterior chamber will try to select an appropriately sized intraocular lens for a particular patient. You are forced to be involved in the lens fitting method of mistakes. If the lens fit is too loose, the lens cannot be properly fixed in place. If the lens fit is too tight, excessive jumping of the implant structure can offset the lens position along the optical axis, thereby impairing optical performance. Also, if the lens fit is too tight, the shape of the cornea can be distorted and can potentially cause optical disturbances in addition to potential problems arising from excessive contact forces on the inner wall of the eye. Typically, 10-15 percent of the anterior chamber IOL implant must be removed due to improper fitting. The low compression IOLs of the present invention are superior to conventional IOLs in adapting to an increased range of anterior chamber diameters so that an IOL that fits all at one size can be used. Such an IOL eliminates the need for the clinician to guess what size IOL should be used to correct refractive errors, and does not require multiple sizes of IOLs in the clinic inventory. To.

本明細書に記述される低圧縮眼内レンズは、人間の眼における視覚の鋭敏さを低減させる光学ひずみの外科的処置に関して有用である。開示された発明の実用性を理解するために、人間の眼の構造的特徴を把握することは助けとなる。   The low compression intraocular lenses described herein are useful for optical distortion surgical procedures that reduce visual acuity in the human eye. To understand the utility of the disclosed invention, it is helpful to understand the structural features of the human eye.

図２は、人間の眼０２０の断面図を例示し、眼の解剖の多くの特徴を描く。眼０２０は、３つの層、すなわち、眼の後方の大部分をカバーする強膜０２１と呼ばれる厚い鞘から構成される外部層と、前方６分の１にわたる角膜０２２と呼ばれる透明なカバーと、後方で脈絡膜０２３と呼ばれ、眼の脈管系および筋組織を含み、前方で毛様体０２４と虹彩０２５とを結合する中間層と、網膜０２６と呼ばれ、神経膜を備えている内部層とから構成される。層は、後方で、網膜の視神経０２７および血管によって貫かれる。角膜０２２は、結果として生じる構造が実質的に透明になるように、きつくきちんと配列されたコラーゲン線維を備えている。   FIG. 2 illustrates a cross-sectional view of the human eye 020 and depicts many features of eye anatomy. The eye 020 has three layers: an outer layer composed of a thick sheath called the sclera 021 that covers most of the back of the eye, a transparent cover called the cornea 022 that spans the anterior one-sixth, and the posterior Called the choroid 023, which includes the vascular system and muscle tissue of the eye, and an anterior layer connecting the ciliary body 024 and the iris 025 in the front, an inner layer called the retina 026 and comprising the nerve membrane; Consists of The layer is posteriorly penetrated by the retinal optic nerve 027 and blood vessels. The cornea 022 comprises collagen fibers that are tightly arranged so that the resulting structure is substantially transparent.

虹彩０２５は、その中心に瞳孔０２８と呼ばれる開口を有する不透明な絞りであり、毛様体０２４における毛様体筋の拘縮および弛緩によって瞳孔０２８の開口を拡大または収縮し、眼０２０の中への光の流れを調節する。虹彩の色素は、眼の着色部分を提供する。自然の水晶体０２９は、毛様体０２４における眼０２０の筋肉に付着されたチン小帯０３１として知られる靭帯によって、前部における虹彩０２５と後部における硝子体０３０との間につるされる。虹彩０２５と毛様体０２４との間の接合部に、毛様体溝０３２として知られる浅い陥凹がある。眼房流体で充満した前眼房０３３は、角膜の後部内皮層を虹彩から分離する。人工補装の前方レンズは、この前眼房に移植され得る。虹彩０２５および瞳孔０２８は、眼０２０の前方領域を前眼房０３３と後眼房０３４に分割し、該前眼房０３３および該後眼房０３４は、毛様体作用により分泌され、瞳孔０２２を通って後眼房０３４から前眼房０３３に流れる流体である眼房水で満たされる。前眼房０３３の隅角０３５で（角膜０２２と虹彩０２５との接合部において）、流体は、フォンタナおよび櫛状の絨毛の空隙を通って濾過され、静脈洞強膜すなわちシュレム管０３６を通って流出する。レンズ０２９は、水晶体嚢（図示されていない）と呼ばれる薄膜内に含まれる。   The iris 025 is an opaque diaphragm having an opening called a pupil 028 at the center thereof, and the opening of the pupil 028 is expanded or contracted by contraction and relaxation of the ciliary muscle in the ciliary body 024, and into the eye 020. Adjust the light flow. The iris pigment provides the colored portion of the eye. The natural lens 029 is suspended between the iris 025 at the front and the vitreous body 030 at the rear by a ligament known as the Chin zonule 031 attached to the muscle of the eye 020 in the ciliary 024. At the junction between the iris 025 and the ciliary body 024 there is a shallow recess known as the ciliary groove 032. An anterior chamber 033 filled with atrial fluid separates the posterior endothelial layer of the cornea from the iris. The anterior lens of the prosthesis can be implanted in this anterior chamber. The iris 025 and the pupil 028 divide the anterior region of the eye 020 into an anterior chamber 033 and a posterior chamber 034, which are secreted by ciliary action and the pupil 022 It is filled with aqueous humor, which is a fluid that flows from the posterior chamber 034 to the anterior chamber 033. At the corner 035 of the anterior chamber 033 (at the junction of the cornea 022 and the iris 025), fluid is filtered through the Fontana and comb-like villi voids and through the sinus sclera or Schlemm's canal 036. leak. Lens 029 is contained in a thin film called a capsular bag (not shown).

角膜０２２および虹彩０２８を通過した光は、水晶体０２９によって焦点を合わせられ、網膜０２６上に像を形成し、網膜０２６は次いで、検出された電磁放射を視神経に送り、最後に処理のために脳に送る。眼を回転させる６つの外眼筋（図示されていない）は強膜の外側に付着される。   The light that has passed through the cornea 022 and the iris 028 is focused by the lens 029 and forms an image on the retina 026, which then sends the detected electromagnetic radiation to the optic nerve and finally the brain for processing. Send to. Six extraocular muscles (not shown) that rotate the eye are attached to the outside of the sclera.

視覚の鋭敏さにおける異常は、視覚の人工補充物（レンズ）で矯正され得る屈折異常を含む、多数の種々の原因から生じる。近視（ｎｅａｒｓｉｇｈｔｅｄｎｅｓｓ）（近視（ｍｙｏｐｉａ））、遠視（ｆａｒｓｉｇｈｔｅｄｎｅｓｓ）（遠視（ｈｙｐｅｒｏｐｉａ））、老視（調節力の喪失）、および乱視は最も一般的な屈折異常である。本明細書に開示されるような様々な実施形態の低圧縮の折り畳み可能な眼内レンズ（ＩＯＬ）は、そのような屈折異常を矯正する手段を提供する。ＩＯＬは、小さな角膜切開を通る挿入のために折り畳み得、その後、眼の中の適所において折り畳みが開かれ得る。移植されたＩＯＬは、眼の健康のための栄養物を運ぶ流体（眼房水）の流れを可能にする。ＩＯＬは、レンズの軸位置のずれおよびその結果の光学性能の劣化が減少され、眼に対する過度の支持部の圧力なしに、前眼房直径の広い範囲に適合し得る。   Abnormalities in visual acuity arise from a number of different sources, including refractive errors that can be corrected with visual artificial replenishers (lenses). Nearsightedness (myopia), farsightedness (hyperopia), presbyopia (loss of accommodation), and astigmatism are the most common refractive errors. Various embodiments of the low compression foldable intraocular lens (IOL) as disclosed herein provide a means to correct such refractive errors. The IOL can be folded for insertion through a small corneal incision, after which the fold can be opened in place in the eye. The implanted IOL allows the flow of fluid (aqueous humor) that carries nutrients for eye health. The IOL can accommodate a wide range of anterior chamber diameters with reduced axial displacement of the lens and resulting degradation in optical performance and without excessive support pressure on the eye.

図１ａは、本発明のＩＯＬ実施形態の斜視平面図を例示する。この実施形態において、支持部本体１００は、支持部テール領域１０３を通って支持部パッド１０４に変遷する支持部ベースセクション１０１を備えている。光学レンズ１０２は、支持部ベース１０１によって保持される。一実施形態において、光学レンズ１０２および支持部本体１００は、適切な生体適合の光学材料の一片から組み立てられ得る。代替の実施形態において、光学レンズ１０２および支持部本体１００は、種々の材料から作られ、その後組み立てられ得る。そのような組み立てられた実施形態は、支持部本体１００に望まれる機械的特性と光学レンズ１０２に望まれる光学特性との間の妥協を避けるために用いられ得る。レンズ１０２は、当業者の１人によく知られている様々な手段で支持部ベースセクション１０１によって保持され得る。例えば、レンズ１０２は、オプションで周囲タン（ｔｏｎｇｕｅ）および溝構成により、支持部ベース１０１からの圧縮力によって適所に保持され得る。あるいはまたはさらに、光学レンズ１０２および支持部本体１００は、生体適合の接着材料の助けにより一体で保持され得る。第３のアセンブリのオプションは、熱、圧縮、熱圧縮または溶剤ベースの密着技術を用いて、支持部本体１００に光学レンズ１０２を接着させることである。図１ｂは、図１ａの実施形態の斜視側面図を提示する。両方の図において、類似のエレメントは、類似の番号の指定を有する。   FIG. 1a illustrates a perspective plan view of an IOL embodiment of the present invention. In this embodiment, the support body 100 includes a support base section 101 that transitions to a support pad 104 through a support tail region 103. The optical lens 102 is held by the support base 101. In one embodiment, the optical lens 102 and the support body 100 can be assembled from a piece of suitable biocompatible optical material. In alternative embodiments, the optical lens 102 and the support body 100 can be made from various materials and then assembled. Such assembled embodiments can be used to avoid a compromise between the mechanical properties desired for the support body 100 and the optical properties desired for the optical lens 102. The lens 102 can be held by the support base section 101 by various means well known to one of ordinary skill in the art. For example, the lens 102 may be held in place by compressive forces from the support base 101, optionally with a peripheral tongue and groove configuration. Alternatively or additionally, the optical lens 102 and the support body 100 can be held together with the aid of a biocompatible adhesive material. A third assembly option is to attach the optical lens 102 to the support body 100 using thermal, compression, thermal compression, or solvent-based contact techniques. FIG. 1b presents a perspective side view of the embodiment of FIG. 1a. In both figures, similar elements have similar number designations.

角膜を通って送られた光像が網膜に対する適切な提示のために矯正されるように、眼内レンズが水晶体０２９に対する適所に保持されるように、ＩＯＬは、図３に示されるように、前眼房０３３への眼内レンズ移植のために設計される。最大の光学矯正のために、光軸に沿ってＩＯＬの位置を固定することが望ましい。また、移植されたときに、ＩＯＬ１００が隣接する眼の構造０２２および０２５に干渉しないことが望ましい。   The IOL is, as shown in FIG. 3, so that the intraocular lens is held in place against the lens 029 so that the light image sent through the cornea is corrected for proper presentation to the retina. Designed for intraocular lens implantation into the anterior chamber 033. For maximum optical correction, it is desirable to fix the position of the IOL along the optical axis. It is also desirable that the IOL 100 does not interfere with adjacent eye structures 022 and 025 when implanted.

図４ａおよび４ｂは、それぞれ、本発明のＩＯＬ実施形態の平面断面図および側面断面図を示す。図の番号がつけられたエレメントは、図１ａおよび図１ｂの同じ番号のエレメントと同じエレメントを表す。支持部テールセクション１０３は、支持部ベース１０１の限定された跳びによって放射状に圧縮し得るように、断面で構成される。   4a and 4b show a cross-sectional plan view and a side cross-sectional view, respectively, of an IOL embodiment of the present invention. The numbered elements in the figure represent the same elements as the same numbered elements in FIGS. 1a and 1b. The support tail section 103 is configured in cross section so that it can be compressed radially by limited jumping of the support base 101.

図４ｂに見られるように、支持部テール１０３は、支持部１０４およびレンズ本体１０１に対してある隅角で配置される。この隅角は、そのレンズ本体１０１を虹彩の上にアーチ形にするかまたは持ち上げる。従来のＩＯＬに関して、レンズの湾曲の隅角、および従って支持部本体と支持部パッドとの間の隅角の変化は、２０度以上であり得、支持部パッド１０４に対する放射状の圧縮力を増加させると共に増加し得る。そのような極端な隅角において、跳びは、光軸に沿って光学レンズの光学中心を実質的に動かし得、光学矯正の劣化という結果となり得る。また十分に極端な場合、アーチ形は、光学レンズを角膜の内部表面に接触させる原因となり得、炎症およびその他の副作用という結果になり得る。   As can be seen in FIG. 4 b, the support tail 103 is arranged at a certain corner with respect to the support 104 and the lens body 101. This corner arches or lifts the lens body 101 over the iris. For conventional IOLs, the corner angle of the lens curvature, and thus the change in corner angle between the support body and the support pad, can be 20 degrees or more, increasing the radial compression force on the support pad 104. It can increase with. At such extreme corners, jumping can substantially move the optical center of the optical lens along the optical axis, which can result in degradation of optical correction. Also, in extreme cases, the arch shape can cause the optical lens to contact the inner surface of the cornea, which can result in inflammation and other side effects.

図４に例示される本発明の実施形態に関して、アーチ形は、支持部パッド１０４に対する圧縮に大部分無関係である。従って一旦配置されると、光学レンズ１０２は、光軸に沿った適切な位置において水晶体に対して実質的に固定して保持される。水晶体に対するレンズ本体の実質的に固定した配置は、従来の眼内レンズに比較して、屈折異常のより正確な矯正を提供する。前眼房に挿入された場合、支持部パッド１０４は、前眼房の隅角（角膜と虹彩が結合する前眼房における領域）に挿入される。眼の健康において前眼房の隅角が果たす機能的役割のために、前眼房の中へのデバイスの正しい配置は重要である。   With respect to the embodiment of the present invention illustrated in FIG. 4, the arcuate shape is largely independent of compression against the support pad 104. Thus, once placed, the optical lens 102 is held substantially fixed relative to the lens at an appropriate position along the optical axis. The substantially fixed arrangement of the lens body with respect to the lens provides a more accurate correction of refractive errors compared to conventional intraocular lenses. When inserted into the anterior chamber, the support pad 104 is inserted into the anterior chamber corner (the region in the anterior chamber where the cornea and iris are combined). Because of the functional role that anterior chamber corners play in eye health, proper placement of the device in the anterior chamber is important.

前眼房の隅角は、眼の流出系を構成するいくつかの構造を含む。隅角は、虹彩の最外側部分、繊毛（毛様体）の環状線維、線維柱帯、および強膜の静脈洞（シュレム管）によって結ばれる。眼房水流体は、後ろから虹彩を通って前眼房の中に流れる。眼房水流体は、前眼房から線維柱帯などの隅角の構造を通って、強膜の静脈洞を通って、流出される。眼房水流体の生成および流出は眼圧（ＩＯＰ）を決定する。隅角閉塞（ａｎｇｌｅ ｃｌｏｓｕｒｅ）として知られている隅角の閉塞（ｏｂｓｔｒｕｃｔｉｏｎ ｏｆ ａｎｇｌｅ）は、ＩＯＰの上昇という結果になり、これは眼の健康に対する損傷となり得る。従って、前眼房の隅角の中へのデバイスの正しい設置は、正しいＩＯＰを維持するために、理由の中でも特に重要である。   The corner of the anterior chamber contains several structures that make up the outflow system of the eye. The corners are connected by the outermost part of the iris, ciliary (ciliary) annular fibers, trabecular meshwork, and scleral sinus (Schlemm's canal). The aqueous humor fluid flows from behind through the iris into the anterior chamber. Aqueous humor fluid flows out of the anterior chamber through a corner structure such as the trabecular meshwork and through the scleral sinus. Generation and outflow of aqueous humor fluid determines intraocular pressure (IOP). Corner occlusion, known as angle closure, can result in elevated IOP, which can be damaging to eye health. Therefore, the correct placement of the device in the corner of the anterior chamber is particularly important among the reasons for maintaining the correct IOP.

支持部テール１０４の特徴は、眼房水流体が前眼房から流出するのを不要に塞ぐことなく、前眼房の中にデバイスを配置することを可能にすることである。例えば、図５ｂの実施形態を参照すると、支持部パッドの扇形の隅角θ１’およびθ２’は、眼房水流体がデバイスを通って、眼の流出構造に通過させ得る通路を保持することに限定される。従って支持部テールの設計は、隅角閉塞および容認できないＩＯＰ上昇を防ぐかまたは少なくとも最小限する。 The feature of the support tail 104 is to allow placement of the device in the anterior chamber without unnecessarily blocking the aqueous humor fluid from exiting the anterior chamber. For example, referring to the embodiment of FIG. 5b, fan-shaped corner angles θ 1 ′ and θ 2 ′ of the support pad retain a passage through which aqueous humor fluid can pass through the device and into the outflow structure of the eye. Limited to that. Thus, the support tail design prevents or at least minimizes corner blockage and unacceptable IOP elevation.

図４ｂは、ＩＯＬの実施形態の側面図を示す。この側面図から、支持部テール１０４から支持部ベース１０１を通って光学レンズ１０２への遷移部１０３を視覚化し得る。光学レンズ１０２に至る支持部ベースの隅角に注意されたい。支持部パッド１０４およびレンズに対する支持部ベースの隅角は、ＩＯＬに対するアーチ形を提供し、ＩＯＬを水晶体から離して保持する。前眼房の内壁からの放射状の圧縮力は、支持部パッド１０４を通ってＩＯＬに伝えられ、水晶体に対して実質的に固定してＩＯＬを保持しながら、パッド１０４を扇形に離れるようにする。支持部ベース１０１（図４ｂ）に対する支持部パッド２０（図４ｂ）の設置は、先行技術デバイスに比較して本開示されたデバイスに多くの利点を提供する。例えば、支持部ベース１０１は、支持部パッド１０４に対してオフセットされ、レンズ本体１０２が虹彩から持ち上げられるように、レンズ本体に対して事前に決定されたアーチ形を提供する。前眼房内のＩＯＬは角膜上皮および虹彩との接触を避けることが好ましい。   FIG. 4b shows a side view of an embodiment of the IOL. From this side view, the transition 103 from the support tail 104 to the optical lens 102 through the support base 101 can be visualized. Note the corner of the support base leading to the optical lens 102. The support pad 104 and the corners of the support base for the lens provide an arch for the IOL and hold the IOL away from the lens. Radial compressive force from the inner wall of the anterior chamber is transmitted to the IOL through the support pad 104, causing the pad 104 to fan out while substantially holding it in place with respect to the lens. . The placement of the support pad 20 (FIG. 4b) relative to the support base 101 (FIG. 4b) provides a number of advantages to the disclosed device compared to prior art devices. For example, the support base 101 is offset with respect to the support pad 104 and provides a predetermined arch shape for the lens body such that the lens body 102 is lifted from the iris. Preferably, the IOL in the anterior chamber avoids contact with the corneal epithelium and iris.

再び図４ｂを参照すると、支持部テールセクション１０３は、支持部ベース１０１に向かって薄くなる厚さを有する断面で構成される。これらのテールセクション１０３は、放射状の圧縮力の下で支持部ベース１０１のアーチ形を実質的に増加させることなく、圧縮し得る。従って、種々の前眼房直径に適合させるためにＩＯＬのコンプライアンスの２つの同時に起る機構がある。第１の機構は支持部パッドを扇形に開くことである。第２は支持部テールの放射状の圧縮である。   Referring again to FIG. 4 b, the support tail section 103 is configured with a cross section having a thickness that decreases toward the support base 101. These tail sections 103 can be compressed under a radial compressive force without substantially increasing the arcuate shape of the support base 101. Thus, there are two simultaneous mechanisms of IOL compliance to adapt to different anterior chamber diameters. The first mechanism is to open the support pad in a fan shape. The second is radial compression of the support tail.

図５ａおよび図５ｂは、ＩＯＬの略平面図においてコンプライアンスの２つの機構を例示する。点線の円５００は、支持部パッドに接触する前眼房の内壁を表示する。図５ａは移植前の実施形態を描き、図５ｂは移植後の実施形態を描く。隅角θ１およびθ２は移植前の支持部パッドの扇形に開く隅角であり、隅角θ１’およびθ２’は移植後の扇形に開く隅角である。普通は、θ１はθ２にほぼ等しくあり得、θ１’はθ２’にほぼ等しくあり得るが、これは必要な条件ではない。扇形開きの適合は、例示されるように、θ１’がθ１より大きく、θ２’がθ２より大きいという結果から生じる。しかしながら、この扇形の開きは、図５ａおよび図５ｂにそれぞれ示されるように、前眼房５００の直径に適合するためのＬＰからＬＰ’への減少の責任を負う唯一の機構ではない。図５ａおよび図５ｂそれぞれにおけるＬＢからＬＢ’への減少によって例示されるように、第２の機構は支持部テールの放射状の圧縮である。 Figures 5a and 5b illustrate two mechanisms of compliance in a schematic plan view of the IOL. A dotted circle 500 displays the inner wall of the anterior chamber in contact with the support pad. FIG. 5a depicts the pre-implant embodiment and FIG. 5b depicts the post-implant embodiment. The corner angles θ 1 and θ 2 are corner angles that open in a fan shape of the support pad before transplantation, and the corner angles θ 1 ′ and θ 2 ′ are corner angles that open in a fan shape after transplantation. Normally, θ 1 can be approximately equal to θ 2 and θ 1 ′ can be approximately equal to θ 2 ′, but this is not a necessary condition. The fan-shaped fit results from the result that, as illustrated, θ 1 ′ is greater than θ 1 and θ 2 ′ is greater than θ 2 . However, the opening of this sector, as shown in FIGS. 5a and 5b, not the only mechanism from L P to fit to the diameter of the anterior chamber 500 is responsible for reduction to L P '. The second mechanism is radial compression of the support tail, as illustrated by the reduction from L B to L B ′ in FIGS. 5a and 5b, respectively.

放射状の圧縮は、図６ａおよび図６ｂの断面の側面略図においてより良く理解される。支持部テール１０３は、放射状の圧縮力を有するより顕著な「Ｓ」また「Ｚ」形に歪められる（すなわち、支持部パッド１０４は互いの方向に押し込まれる）。支持部テールの歪みは、光学レンズ１０２の位置の最小限の変化で（すなわち、ＨはほぼＨ’に等しい）、ＬＢからＬＢ’への減少に適合する。 Radial compression is better understood in the schematic side view of the cross section of FIGS. 6a and 6b. The support tail 103 is distorted into a more prominent “S” or “Z” shape with a radial compressive force (ie, the support pads 104 are pushed toward each other). Distortion of the support part tail, with minimal change in the position of the optical lens 102 (i.e., H is 'equal to, from L B L B substantially H)' fits reduction to.

図７ａおよび図７ｂは、それぞれ、本発明の別の実施形態の平面図および断面の側面図を例示する。番号がつけられたエレメントは、両方の図に対応する。７０３は支持部ベースであり、光学レンズ７０２を保持する。支持部パッド７０４は、図１、図４、図５および図６の実施形態に関する上記のとおりである。しかしながら、この実施形態において、支持部テール７０５は支持部ベース７０３に直接に接続されるのではなく、その代わりに、それぞれ、遠位および近位の引張り緩和セグメント７０６および７０７を介して接続される。支持部パッド適合機構は、上記のように、この実施形態に適合し得る。支持部テール適合機構もまた、上記のように、この実施形態に適合し得る。この実施形態は、引張り緩和セグメントの形式においてさらなる適合機構を有する。   7a and 7b illustrate a top view and a cross-sectional side view, respectively, of another embodiment of the present invention. Numbered elements correspond to both figures. Reference numeral 703 denotes a support portion base that holds the optical lens 702. Support pad 704 is as described above with respect to the embodiment of FIGS. 1, 4, 5 and 6. FIG. However, in this embodiment, the support tail 705 is not directly connected to the support base 703, but instead is connected via distal and proximal tension relief segments 706 and 707, respectively. . The support pad fitting mechanism can be adapted to this embodiment, as described above. A support tail adaptation mechanism may also be adapted to this embodiment, as described above. This embodiment has a further adaptation mechanism in the form of a tensile relaxation segment.

遠位および近位の引張り緩和セグメント７０６および７０７の動作は、それぞれ、図８ａおよび図８ｂの弛緩および圧縮の断面の側面図に関連してより良く理解される。圧縮に応答して、遠位セグメント７０６と近位セグメント７０７との間の効果的な結合は、支持部テール７０５と遠位セグメント７０６との効果的な結合の傾向に反対の下方に押し込まれ、近位セグメント７０７および支持部ベース７０３を上方に動かすことに注意されたい。このことは、支持部ベース７０３の垂直位置７０３を安定させる（すなわちＨはほほＨ’に等しい）。なぜならＩＯＬは、放射状に圧縮され、さらに大きな範囲のＬＰ（すなわち従って、より大きな範囲の前眼房直径）に対して可能になるからである。他の実施形態において、ＬＰ範囲適合をさらに増加させるために、さらなる引張り弛緩セグメントが導入され得る。 The operation of the distal and proximal strain relief segments 706 and 707 are better understood in connection with the relaxation and compression cross-sectional side views of FIGS. 8a and 8b, respectively. In response to compression, the effective coupling between the distal segment 706 and the proximal segment 707 is pushed down opposite the tendency of effective coupling between the support tail 705 and the distal segment 706; Note that the proximal segment 707 and the support base 703 are moved upward. This stabilizes the vertical position 703 of the support base 703 (ie, H is approximately equal to H ′). This is because IOLs are compressed radially and are possible for a larger range of L P (ie, therefore, a larger range of anterior chamber diameter). In other embodiments, additional tensile relaxation segments can be introduced to further increase the LP range fit.

図９は、ＩＯＬに関する力対放射圧縮の特性の例示的な図表である。直線８７０は、理想的なスプリングに関するＨｏｏｋの法則Ｆ＝ＫＣに従う基準特性であり、該Ｈｏｏｋの法則は、力と圧縮（変位として測定される）は比例していると簡単に述べている。ＩＯＬ支持部構造など現実の弾性のある構造において、力−圧縮特性は、構造に関係した機械的な制約のために、いつも理想から逸脱する。ＩＯＬ支持部構造に関して、例えば、弾力的に変形する構造の物理的な大きさは、理想のような力−圧縮動作の機械的な範囲を限定する傾向がある。上記のように、さらなる適合機構を含めることによって、理想のような力−圧縮動作の範囲が広げられ得る。   FIG. 9 is an exemplary chart of force versus radial compression characteristics for an IOL. Line 870 is a reference characteristic according to Hook's law F = KC for an ideal spring, which simply states that force and compression (measured as displacement) are proportional. In real elastic structures such as IOL support structures, the force-compression characteristics always deviate from ideal due to mechanical constraints related to the structure. Regarding the IOL support structure, for example, the physical size of the elastically deforming structure tends to limit the mechanical range of the ideal force-compression operation. As noted above, the inclusion of additional adaptation mechanisms can extend the range of ideal force-compression operations.

例えば、図９において、曲線８７１は、パッド扇形開き適合機構のみを有するＩＯＬ実施形態に関するＩＯＬ力−圧縮特性を表す。支持部パッドは非常に多く扇形に開くだけであり得、その後は、曲線に示されるように、支持部パッドをさらに扇形に開くために、機構はますます堅くなる。曲線８７２は、パッド扇形開き適合機構および支持部テール圧縮適合機構を有するＩＯＬ実施形態に関する力−圧縮特性を表す。２つの機構を組み合せることによって、より理想的な力−圧縮動作の範囲が広げられる。この実施形態は、眼の構造に対する過度の力（圧力）をかけることなく、より大きい範囲の前眼房に適合し得る。曲線８７３は、パッド扇形開き適合機構、支持部テール圧縮適合機構、および引張り弛緩セグメント適合機構を有するＩＯＬ実施形態に関する力−圧縮特性を表す。引張り弛緩セグメント適合機構の追加は、理想のような力−圧縮動作の範囲をさらに広げ、適合され得る前眼房直径の範囲をさらに広げる。   For example, in FIG. 9, curve 871 represents the IOL force-compression characteristics for an IOL embodiment that has only a pad fan-open fitting mechanism. The support pads can only be fanned out too much, after which the mechanism becomes increasingly stiff to further open the support pads as shown in the curve. Curve 872 represents the force-compression characteristics for an IOL embodiment having a pad fan-open fit mechanism and a support tail compression fit mechanism. By combining the two mechanisms, the range of more ideal force-compression operations is expanded. This embodiment can accommodate a larger range of anterior chambers without applying undue force (pressure) on the structure of the eye. Curve 873 represents the force-compression characteristics for an IOL embodiment having a pad fan-open fitting mechanism, a support tail compression fitting mechanism, and a tension relaxation segment fitting mechanism. The addition of a tension / relaxation segment adaptation mechanism further expands the range of ideal force-compression motion and further expands the range of anterior chamber diameters that can be accommodated.

上記実施形態は、ＩＯＬの物理的な大きさを増加させることなく、複数の弾性のある構造エレメントおよび／またはこれらのエレメントを変形するための複数の機械的な器具を用いることが、どのように理想のような力圧縮動作の範囲を広げ得るかを示す。例えば、パッドの扇形の開きは、光軸に垂直の平面に接して起り、一方、テール圧縮は、光軸に垂直の平面に放射状に起る。これまでに記述されたＩＯＬの実施形態のすべては２つの完全に相対した支持部テールを有するが、一般的に、任意の数の支持部テールの配置が用いられ得る。例えば、３つ、４つまたはそれ以上のテールを有する実施形態が考えられ得る。特に、３つ以上のテールを有する実施形態は、光軸に垂直な平面においてＩＯＬ固定の改善を提供し得る。２つを越える支持部テールを用いることの欠点は、眼房水の流れを潜在的に減少させることである。またそのような実施形態は、移植時に折り畳むことがより難しくなり得る。本発明は、種々の臨床の症例に対するそのような妥協を行なう柔軟性を提供する。   How the above embodiment uses multiple elastic structural elements and / or multiple mechanical instruments to deform these elements without increasing the physical size of the IOL It shows whether the range of ideal force compression operation can be expanded. For example, pad fanning occurs on a plane perpendicular to the optical axis, while tail compression occurs radially in a plane perpendicular to the optical axis. All of the IOL embodiments described thus far have two perfectly opposed support tails, but in general, any number of support tail arrangements may be used. For example, embodiments with three, four or more tails can be envisaged. In particular, embodiments with more than two tails may provide improved IOL fixation in a plane perpendicular to the optical axis. The disadvantage of using more than two support tails is that it potentially reduces the flow of aqueous humor. Such embodiments can also be more difficult to fold during implantation. The present invention provides the flexibility to make such a compromise for various clinical cases.

図１０ａは、支持部本体９００の、前側９０２および後側９０３を有する支持部ベース９０１上の光学レンズ９０４の例示的なアセンブリを示す。光学レンズ９０４は、前側９０５および後側９０６を有する。前側９０５は角膜に面し、後側９０６は瞳孔に面する。図１０ａに示された実施形態において、光学レンズは支持部本体の後側にオフセットされ得る。別の実施形態（図１０ｂ）において、光学レンズは支持部本体の前側にオフセットされ得る。あるいは、さらなる実施形態において、光学レンズは、支持部ベースの両側を越えて広がり得るか（図１０ｃ）または支持部ベースの両側から後退し得る（図１０ｄ）。   FIG. 10 a shows an exemplary assembly of an optical lens 904 on a support base 901 having a front side 902 and a rear side 903 of the support body 900. The optical lens 904 has a front side 905 and a rear side 906. The anterior side 905 faces the cornea and the posterior side 906 faces the pupil. In the embodiment shown in FIG. 10a, the optical lens can be offset to the rear side of the support body. In another embodiment (FIG. 10b), the optical lens can be offset to the front side of the support body. Alternatively, in a further embodiment, the optical lens can extend beyond both sides of the support base (FIG. 10c) or retract from both sides of the support base (FIG. 10d).

開示されたデバイスの特に好ましい実施形態は、図９ａの実施形態であり、ここにおいて、光学レンズ９０４は、支持部本体９００の後側と瞳孔（図示されていない）との間の空間の中にオフセットされる。光学レンズのこの好ましい設置により、角膜上皮と光学レンズの前側９０５との間に追加のクリアランス空間が可能となる。光学レンズ９０４の後部部分と虹彩との間のクリアランスは、支持部テールの隅角によって提供される。   A particularly preferred embodiment of the disclosed device is the embodiment of FIG. 9a, where the optical lens 904 is in the space between the back side of the support body 900 and the pupil (not shown). Is offset. This preferred placement of the optical lens allows additional clearance space between the corneal epithelium and the front side 905 of the optical lens. The clearance between the rear portion of the optical lens 904 and the iris is provided by the corner angle of the support tail.

本明細書において開示された矯正デバイスは、レンズ本体において任意の光焦点合わせ技術を用いる。従って、開示された矯正デバイスは、屈折光学部、回折光学部、屈折光学部と回折光学部の組み合わせ、およびレンズ本体の実施形態としてのその他のタイプの光学システムを用い得る。屈折レンズ技術の使用は、Ｋｏｅｓｔｅｒらの名称「Ｒｅｃｔｉｆｉｅｄ ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ ｌｅｎｓ」の米国特許第５，０８９，０２２号に例示され、該特許は、１９９２年２月１８日に公布され、その全体が参考として援用される。   The correction devices disclosed herein use any light focusing technique in the lens body. Accordingly, the disclosed correction devices may use refractive optics, diffractive optics, combinations of refractive and diffractive optics, and other types of optical systems as lens body embodiments. The use of refractive lens technology is illustrated in US Pat. No. 5,089,022, in the name of Koester et al. “Rectified Intraocular Lens”, which was promulgated on February 18, 1992, which is incorporated by reference in its entirety. Is done.

回折レンズ技術は、開示された発明と共に使用するための別の実行可能な光学システムである。本発明と共に用いられ得る回折光学部の１つの例は、Ｄａｖｉｄ Ｈａｍｂｌｅｎの名称「Ｉｎｔｒａｏｃｕｌａｒ ｇｒａｄｉｅｎｔ−ｉｎｄｅｘ ｌｅｎｓｅｓ ｕｓｅｄ ｉｎ ｅｙｅ ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ」の米国特許第５，１５２，７８７号に見出され、該特許は、その全体が本明細書に参考として援用される。眼内レンズにおいて用いられる回折レンズ技術のさらなる例は、米国特許第５，１２０，１２０号、第５，３５８，５２０号、第５，３６６，５０２号、第５，３８４，６０６号、第５，４４８，３１２号、第５，４８５，２２８号および第６，６３４，７５１号を含み、それらのすべては、その全体が本明細書に参考として援用される。   Diffractive lens technology is another viable optical system for use with the disclosed invention. One example of a diffractive optic that can be used with the present invention is found in U.S. Pat. No. 5,152,787 to David Hamlen's name "Intraocular gradient-indexes used in eye implantation" The entirety is incorporated herein by reference. Further examples of diffractive lens technology used in intraocular lenses are US Pat. Nos. 5,120,120, 5,358,520, 5,366,502, 5,384,606, , 448, 312, 5,485, 228 and 6,634, 751, all of which are hereby incorporated by reference in their entirety.

好ましい回折レンズ技術は、Ｆａｋｌｉｓらの名称「Ｐｏｌｙｃｈｒｏｍａｔｉｃ ｄｉｆｆｒａｃｔｉｖｅ ｌｅｎｓ」の米国特許第５，５８９，９８２号に開示され、本明細書に参考として援用される。このマルチオーダー回折（ＭＯＤ）レンズ技術は、レンズ本体の光学部分を組み立てるために用いられ得る。ＭＯＤレンズは、種々の波長の光をマルチプルオーダーの回折シングレットに集める。マルチオーダー回折構造は、複数の環状ゾーンを有し、該複数の環状ゾーンは、各々の波長の光を異なる回折オーダーで焦点に回折するゾーン境界を定義し、それによって複数または多数のオーダーの回折シングレットを提供する。ＭＯＤレンズは、像のゆがみがより少なくて光を焦点に集めるということにおいて、他のレンズ技術より優れている。   A preferred diffractive lens technique is disclosed in US Pat. No. 5,589,982 of the name “Polychromatic differential lens” by Faklis et al., Which is incorporated herein by reference. This multi-order diffraction (MOD) lens technology can be used to assemble the optical portion of the lens body. The MOD lens collects light of various wavelengths in a multiple order diffractive singlet. A multi-order diffractive structure has a plurality of annular zones, which define a zone boundary that diffracts light of each wavelength into a focal point with a different diffraction order, thereby providing multiple or many orders of diffraction. Provide a singlet. MOD lenses are superior to other lens technologies in that they have less image distortion and focus light in focus.

開示された矯正デバイスは、単焦点、二焦点または多焦点の矯正光学部と共に用いられ得る。一実施形態において、単焦点のＭＯＤ矯正光学部が用いられ、複数の波長から構成される光を単一の焦点に集める。従って、二焦点のＭＯＤ矯正光学部は、複数の波長から構成される光を２つの焦点に集め、一方、多焦点のＭＯＤ矯正光学部は３つ以上の焦点に光を集める。例えば、Ｍｏｒｒｉｓらの名称「Ｂｉｆｏｃａｌ Ｍｕｌｔｉｏｒｄｅｒ Ｄｉｆｆｒａｃｔｉｖｅ Ｌｅｎｓｅｓ ｆｏｒ Ｖｉｓｉｏｎ Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ」の米国特許出願第１０／４６２，２９４号による最近の進歩は、二焦点および多焦点のＭＯＤレンズの構造を記述し、該特許出願の全体が本明細書に参考として援用される。他の種類のレンズ技術が単焦点、二焦点および多焦点のレンズを製作するために用いられ得ることに注意されたい。   The disclosed correction devices can be used with single, bifocal or multifocal correction optics. In one embodiment, a single focus MOD correction optic is used to collect light composed of multiple wavelengths into a single focus. Accordingly, the bifocal MOD correction optical unit collects light composed of a plurality of wavelengths at two focal points, while the multifocal MOD correction optical unit collects light at three or more focal points. For example, a recent advancement by US Patent Application No. 10 / 462,294 in the name of Morris et al. “Bifocal Multi-Diffractive Lenses for Vision Correction” describes the structure of bifocal and multifocal MOD lenses. The entirety is incorporated herein by reference. It should be noted that other types of lens technology can be used to fabricate monofocal, bifocal and multifocal lenses.

ＭＯＤレンズの中心光学ゾーンを変動させることによって、種々の倍率の結果としてのレンズ本体１３０が製造され得ることにも注意すべきである。より高いＭＯＤ数はより大きい中心「光学ゾーン」を可能にする。ＭＯＤ光学ゾーンは１〜２０単位の範囲が好ましい。より好ましくは、１０〜２０、最も好ましくは、レンズ本体はＭＯＤ数１０を有する。ＭＯＤレンズの性質を変動させることによって、様々な手術前の屈折異常を有する患者に対して最適なコントラスト感度を達成するレンズの進行セットが製作される。   It should also be noted that the lens body 130 can be manufactured as a result of various magnifications by varying the central optical zone of the MOD lens. Higher MOD numbers allow for a larger central “optical zone”. The MOD optical zone is preferably in the range of 1-20 units. More preferably, the lens body has a MOD number of 10, most preferably 10-20. By varying the nature of the MOD lens, a progressive set of lenses is produced that achieves optimal contrast sensitivity for patients with various pre-operative refractive errors.

光学レンズ９０４の厚さは、記述されたデバイスの重要な特徴であるが、その重要性は、本明細書に記述された支持部構造のために減じられる。配置処置中における角膜の形状に対する意図されない変化を減少させるために、ＩＯＬの全体の大きさを最小限にすることは、一般的に好ましい。しかしながら、光学レンズ９０４自体が角膜上皮および虹彩との接触を避ける限り、光学レンズ９０４の厚さは、眼の視覚の鋭敏さを回復するのに必要な厚さであり得る。光学レンズの例示的な厚さは、約２５〜１０００ミクロン、５０〜６００ミクロン、７５〜２５０ミクロンの範囲であり、最も好ましくは、光学レンズは、約１００ミクロンの厚さである。   The thickness of the optical lens 904 is an important feature of the described device, but its importance is reduced due to the support structure described herein. In order to reduce unintended changes to the shape of the cornea during the placement procedure, it is generally preferable to minimize the overall size of the IOL. However, as long as the optical lens 904 itself avoids contact with the corneal epithelium and the iris, the thickness of the optical lens 904 can be that required to restore the visual acuity of the eye. Exemplary thicknesses of the optical lens range from about 25 to 1000 microns, 50 to 600 microns, 75 to 250 microns, and most preferably the optical lens is about 100 microns thick.

光学レンズ９０４は、好ましくは、少なくとも３ミリメートルの直径を有する。好ましいレンズ本体は、約３〜１０ミリメートルの直径を有する。レンズ本体に対する直径の特定の例は、以下の直径を含む：３．０、３．１、３．２、３．３、３．４、３．５、３．６、３．７、３．８、３．９、４．０、４．１、４．２、４．３、４．４、４．５、４．６、４．７、４．８、４．９、５．０、５．１、５．２、５．３、５．４、５．５、５．６、５．７、５．８、５．９、６．０、６．１、６．２、６．３、６．４、６．５、６．６、６．７、６．８、６．９、７．０、７．１、７．２、７．３、７．４、７．５、７．６、７．７、７．８、７．９、８．０、８．１、８．２、８．３、８．４、８．５、８．６、８．７、８．８、８．９、９．０、９．１、９．２、９．３、９．４、９．５、９．６、９．７、９．８，９．９または１０．０ミリメートル。   The optical lens 904 preferably has a diameter of at least 3 millimeters. Preferred lens bodies have a diameter of about 3-10 millimeters. Specific examples of diameters for the lens body include the following diameters: 3.0, 3.1, 3.2, 3.3, 3.4, 3.5, 3.6, 3.7, 3. 8, 3.9, 4.0, 4.1, 4.2, 4.3, 4.4, 4.5, 4.6, 4.7, 4.8, 4.9, 5.0, 5.1, 5.2, 5.3, 5.4, 5.5, 5.6, 5.7, 5.8, 5.9, 6.0, 6.1, 6.2, 6. 3, 6.4, 6.5, 6.6, 6.7, 6.8, 6.9, 7.0, 7.1, 7.2, 7.3, 7.4, 7.5, 7.6, 7.7, 7.8, 7.9, 8.0, 8.1, 8.2, 8.3, 8.4, 8.5, 8.6, 8.7, 8. 8, 8.9, 9.0, 9.1, 9.2, 9.3, 9.4, 9.5, 9.6, 9.7, 9.8, 9.9 or 10.0 millimeters .

光学レンズ１０４の別の特徴は、その形状に関する。光学レンズ９０４は、平らまたは湾曲であり得る。光学レンズ９０４は、支持部構造９００の上（図９０４ｂ）、支持部構造９００の下（図９０４ａ）、または支持部構造の上側、下側、または両側と同じ高さに位置され得る。光学レンズ９０４が湾曲している場合、湾曲は凹形または凸形であり得る。光学レンズ９０４は、平凹形または平凸形でもあり得る。光学レンズ９０４は、角膜上皮の下および虹彩の上にクリアランスを有することが好ましい。   Another feature of the optical lens 104 relates to its shape. The optical lens 904 can be flat or curved. The optical lens 904 may be located at the same height above the support structure 900 (FIG. 904b), below the support structure 900 (FIG. 904a), or above, below, or both sides of the support structure. If the optical lens 904 is curved, the curvature can be concave or convex. The optical lens 904 may be plano-concave or plano-convex. The optical lens 904 preferably has a clearance below the corneal epithelium and above the iris.

支持部構造９００で組み立てられた光学レンズ９０４は、好ましくは、配置中および配置後にＩＯＬに対する柔軟性の程度を提供する曲率の半径を有する。曲率の半径は、好ましくは、約１〜５０ｍｍ、５〜４０ｍｍ、１０〜３０ｍｍの範囲であり、最も好ましくは、光学レンズ９０４の曲率の半径は約１２．５ｍｍである。光学レンズに対する曲率の半径は、好ましくは生体外で設定され、上記に論議された範囲は、眼内に配置されていないレンズからの曲率の半径に関する。   The optical lens 904 assembled with the support structure 900 preferably has a radius of curvature that provides a degree of flexibility for the IOL during and after deployment. The radius of curvature is preferably in the range of about 1-50 mm, 5-40 mm, 10-30 mm, and most preferably the radius of curvature of the optical lens 904 is about 12.5 mm. The radius of curvature for the optical lens is preferably set in vitro, and the ranges discussed above relate to the radius of curvature from lenses that are not placed in the eye.

記述された矯正デバイスの寸法はまた、支持部構造９００の性質に依存する。１つのＩＯＬ実施形態は、デバイスを製作する材料から組み立てられ、好ましくは、長さ７〜２０ミリメートルおよび幅３〜１０ミリメートルである。   The dimensions of the described orthodontic device will also depend on the nature of the support structure 900. One IOL embodiment is assembled from the material from which the device is made and is preferably 7-20 millimeters long and 3-10 millimeters wide.

折り畳み可能な薄い眼内インプラントの組立てに関するＭＯＤレンズ技術の使用を教示するＷＯ０２／４１８０６とは異なり、本記述された発明は、そのような薄いレンズを必要としない。眼内レンズに関して、本発明は眼内レンズを意図し、ここにおいて、結果としての構造が前眼房内に有効かつ安全にフィットする限り、レンズ構造は任意の厚さであり得る。一実施形態において、レンズの厚さは１２５ミクロンより大きい。より特定的には、単焦点レンズの実施形態の厚さは、以下のとおりである：１３０、１３５、１４０、１４５、１５０、１５５、１６０、１６５、１７０、１７５、１８０、１８５、１９０、１９５、２００、２０５、２１０、２１５、２２０、２２５、２３０、２３５、２４０、２４５、２５０、２５５、２６０、２６５、２７０、２７５、２８０、２８５、２９０、２９５、３００、３０５、３１０、３１５、３２０、３２５、３３０、３３５、３４０、３４５、３５０、３５５、３６０、３６５、３７０、３７５、３８０、３８５、３９０、３９５、４００、４０５、４１０、４１５、４２０、４２５、４３０、４３５、４４０、４４５、４５０またはそれ以上のミクロンの厚さ。これらの厚さの範囲は、好ましくは、単焦点ＭＯＤ矯正レンズを備えている実施形態に適用する。   Unlike WO02 / 41806, which teaches the use of MOD lens technology for the assembly of foldable thin intraocular implants, the described invention does not require such a thin lens. With respect to intraocular lenses, the present invention contemplates intraocular lenses, where the lens structure can be of any thickness so long as the resulting structure fits effectively and safely into the anterior chamber. In one embodiment, the lens thickness is greater than 125 microns. More specifically, the thickness of the single focus lens embodiments is as follows: 130, 135, 140, 145, 150, 155, 160, 165, 170, 175, 180, 185, 190, 195 , 200, 205, 210, 215, 220, 225, 230, 235, 240, 245, 250, 255, 260, 265, 270, 275, 280, 285, 290, 295, 300, 305, 310, 315, 320 325, 330, 335, 340, 345, 350, 355, 360, 365, 370, 375, 380, 385, 390, 395, 400, 405, 410, 415, 420, 425, 430, 435, 440, 445 , 450 or more micron thickness. These thickness ranges preferably apply to embodiments comprising single focus MOD corrective lenses.

特定の光学レンズの厚さは光学的性能のために必要ではないが、一部の実施形態は、特定の程度の厚さを有する光学レンズを所有することから利益を得得る。そのような構造は、ＩＯＬの安定化を助けるように役立ち、従ってレンズが配置される眼の網膜に対して安定した位置に光学レンズをより良く保持し得る。さらに、一旦レンズが被験者の眼の中にレンズが配置されると、ＩＯＬの増加した厚さはレンズの変形を防ぎ得る。従って、増加したレンズ厚は、眼内レンズを通って網膜への光の透過においてより少ないゆがみを提供し得る。   Although a specific optical lens thickness is not required for optical performance, some embodiments may benefit from having an optical lens with a specific degree of thickness. Such a structure helps to stabilize the IOL and thus can better hold the optical lens in a stable position relative to the retina of the eye where the lens is placed. Further, once the lens is placed in the subject's eye, the increased thickness of the IOL can prevent lens deformation. Thus, the increased lens thickness can provide less distortion in the transmission of light through the intraocular lens to the retina.

開示された光学レンズは、コンタクト、従来のＩＯＬの光学部分、眼鏡、またはその他のタイプの矯正レンズ（例えば、プラスチック、シリコーン、アクリル、ガラス、または特定のコンタクト、ＩＯＬまたは眼鏡用途に典型的に用いられるポリマー）の製造において典型的に用いられるなどの光学的な透過材料から構成される。そのようなレンズは、当業者の１人によく知られている典型的な方法、例えば、グラインディング、旋盤、エッチング、成形、またはこれらの組み合わせで組み立てられ得る。例えば、矯正デバイスの光学ピンは旋盤によって作製され得る。   The disclosed optical lens is typically used for contacts, conventional IOL optical parts, glasses, or other types of corrective lenses (eg, plastic, silicone, acrylic, glass, or certain contact, IOL or glasses applications) Made of optically transmissive materials such as those typically used in the manufacture of polymers. Such lenses can be assembled in a typical manner well known to one of ordinary skill in the art, such as grinding, lathe, etching, molding, or combinations thereof. For example, the optical pins of the correction device can be made by a lathe.

ＩＯＬが前眼房配置のために設計される場合、ＩＯＬは、好ましくは、レンズ本体９０４、およびレンズ本体がその上に付加（ａｆｆｉｘ）され、付着（ａｔｔａｃｈ）され、またはそうでなければ位置される支持部本体９００を備える。レンズ本体９０４および支持部本体９００が単一の連続したユニットを備えている一体化の設計もまた意図される。   If the IOL is designed for anterior chamber placement, the IOL is preferably lens body 904, and the lens body is affixed, attached, or otherwise positioned thereon. The support part main body 900 is provided. An integrated design in which the lens body 904 and the support body 900 comprise a single continuous unit is also contemplated.

支持部本体９００は、好ましくは、カリフォルニア州ＣａｒｐｅｎｔｅｒｉａのＮｕＳｉｌ Ｓｉｌｉｃｏｎｅ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙから市販されているＭａｔｅｒｉａｌ Ｎｕｍｂｅｒ ＭＥＤ−６８２０などの柔軟性あるシリコーンから作られる。ＰＭＭＡまたはヒドロゲルなどの他の弾力のある材料が用いられ得る。支持部本体９００は、光学レンズ９０４を支持し位置させる足場として役立ち、好ましくは矯正特性を有しない。代替の実施形態において、支持部本体９００は、光学部９０４の矯正効果を高め、その一助となるように形成され得る。   Support body 900 is preferably made from a flexible silicone, such as Material Number MED-6820, commercially available from NuSil Silicone Technology, Carpenteria, California. Other resilient materials such as PMMA or hydrogel can be used. The support portion body 900 serves as a scaffold for supporting and positioning the optical lens 904 and preferably does not have correction properties. In an alternative embodiment, the support body 900 can be formed to enhance and help the correction effect of the optical portion 904.

さらに、支持部本体９００は、それが眼のコンポーネントと相互作用する可能性が少なくなるような材料でコーティングされ得る。そのようなコーティングの例は、血液凝固およびタンパク質付着を抑制する天然の糖質であるヘパリンのコーティングである。支持部本体の材料はまた、１つ以上の紫外光遮断剤を含む。   Further, the support body 900 may be coated with a material that reduces the likelihood that it will interact with the eye components. An example of such a coating is a coating of heparin, a natural carbohydrate that inhibits blood clotting and protein adhesion. The material of the support body also includes one or more ultraviolet light blocking agents.

支持部本体９００は、好ましくは、約２５〜１０００ミクロンの厚さで作られ、あるいは、膜は５０〜６００ミクロン、７５〜２５０ミクロンであり、最も好ましくは、光学レンズ９０４は、約１００ミクロンの厚さである。柔軟性があるが、光学レンズ９０４は、たて軸に対して約０〜２０ミリメートルの範囲内の曲率半径で静止位置に戻る。範囲はたて軸に対して以下の曲率半径を含む：１．０、１．５、２．０、２．５、３．０、３．５、４．０、４．５、５．０、５．５、６．０、６．５、７．０、７．５、８．０、８．５、９．０、９．５、１０．０、１０．５、１１．０、１１．５、１２．０、１２．５、１３．０、１３．５、１４．０、１４．５、１５．０、１５．５、１６．０、１６．５、１７．０、１７．５、１８．０、１８．５．１９．０、１９．５、２０．０ミリメートル。組み合わされた層は、約４７５プラスまたはマイナス１０ミクロンの全厚さを示す。全寸法は、長さ約１２ミリメートル、幅８ミリメートルである。ＩＯＬは、好ましくは長さがわずか３．０ミリメートル、より好ましくは２．７５ミリメートル以下の小切開を通って前眼房の中に挿入されるために、曲げられ、および丸められまたは折り畳まれさえされ得る。ＩＯＬは、ＩＯＬの事前に丸められるかまたは事前に折り畳まれた跳びに戻るに十分な弾力性を有する。   The support body 900 is preferably made with a thickness of about 25-1000 microns, or the membrane is 50-600 microns, 75-250 microns, and most preferably the optical lens 904 is about 100 microns. Is the thickness. Although flexible, the optical lens 904 returns to a rest position with a radius of curvature in the range of about 0-20 millimeters relative to the vertical axis. The range includes the following radii of curvature for the vertical axis: 1.0, 1.5, 2.0, 2.5, 3.0, 3.5, 4.0, 4.5, 5.0 5.5, 6.0, 6.5, 7.0, 7.5, 8.0, 8.5, 9.0, 9.5, 10.0, 10.5, 11.0, 11 .5, 12.0, 12.5, 13.0, 13.5, 14.0, 14.5, 15.0, 15.5, 16.0, 16.5, 17.0, 17.5 , 18.0, 18.55.19.0, 19.5, 20.0 millimeters. The combined layers exhibit a total thickness of about 475 plus or minus 10 microns. All dimensions are about 12 millimeters long and 8 millimeters wide. The IOL is preferably bent and rolled or even folded to be inserted into the anterior chamber through a small incision that is only 3.0 millimeters in length, more preferably 2.75 millimeters or less. Can be done. The IOL is sufficiently resilient to return to the IOL's pre-rolled or pre-folded jump.

ＩＯＬは、その静止位置においてアーチ形を保持する。ＩＯＬは約１２．５ミリメートルの半径Ｒを有する円内にある。支持部本体９００に対する適合範囲により、このサイズは、実際的にすべての眼のサイズに適合し得る。換言すると、前眼房の全長によって、ＩＯＬは、配置されると、約０〜２０ミリメートルの範囲内でその曲率半径Ｒを減少または増加させることによってその長さを調整し得る。   The IOL retains an arch shape in its rest position. The IOL is in a circle with a radius R of about 12.5 millimeters. Due to the fit range for the support body 900, this size can fit virtually all eye sizes. In other words, depending on the total length of the anterior chamber, once placed, the IOL may adjust its length by decreasing or increasing its radius of curvature R within a range of about 0-20 millimeters.

ＩＯＬは、損なわれた視力を矯正するために、無水晶体眼、偽水晶体眼、有水晶体眼において用いられ得る。例えば、開示されたレンズは、無水晶体眼における使用などのレンズ交換処置において用いられ得る。それで、処置後に、被験者の眼は、自然の眼および少なくとも１つの矯正レンズまたは複数のＩＯＬを含むがこれらに限定されない複数のレンズを含む。好ましい実施形態において、マルチオーダーＭＯＤ矯正レンズが屈折異常を矯正するために設計される。典型的には、ＭＯＤ矯正レンズは、被験者の屈折異常の性質および程度が決定された後に、作られる。矯正レンズは、単焦点、二焦点または多焦点であり得る。ＭＯＤ矯正レンズは、一旦作られると、被験者に提供され、未矯正眼において存在する屈折異常を軽減する。   IOLs can be used in aphakic, pseudophakic, and phakic eyes to correct impaired vision. For example, the disclosed lenses can be used in lens replacement procedures such as use in aphakic eyes. Thus, after treatment, the subject's eye includes a natural eye and a plurality of lenses including but not limited to at least one corrective lens or a plurality of IOLs. In a preferred embodiment, a multi-order MOD corrective lens is designed to correct refractive errors. Typically, MOD corrective lenses are made after the nature and extent of the refractive error of the subject is determined. The corrective lens can be monofocal, bifocal or multifocal. Once made, a MOD corrective lens is provided to a subject to reduce refractive errors present in the uncorrected eye.

上記に論議されるように、矯正デバイスの寸法は、デバイスの意図された使用法によって決定される。例えば、１つのＩＯＬ実施形態は、前眼房内の配置および使用のために設計される。   As discussed above, the dimensions of the corrective device are determined by the intended use of the device. For example, one IOL embodiment is designed for placement and use within the anterior chamber.

折り畳まれたＩＯＬのサイズは重要である。なぜなら、長さが５ミリメートルを越えるＩＯＬを配置するための切開は、乱視または視力障害に導き得る角膜のその他のゆがみを引き起こす傾向があることは当技術において周知である。従って、前眼房の中への挿入を意図された眼内矯正デバイスは適切に柔軟性があることが好ましい。好ましくは、そのようなデバイスは、好ましくは長さ４．０ミリメートル以下の切開の中への挿入のために折り畳み可能であるほど十分に柔軟性がある。１．０〜５．０ミリメートル以下の切開サイズは最も好ましい。特に以下の切開サイズである：長さ１．０、１．１、１．２、１．２５、１．３、１．４、１．５、１．６、１．７、１．７５、１．８、１．９、２．０、２．１、２．２、２．３、２．４、２．５、２．６、２．７、２．８、２．９、３．０、３．１、３．２、３．３、３．４、３．５、３．６、３．７、３．８、３．９、４．０、４．１、４．２、４．３、４．４、４．５、４．６、４．７、４．８、４．９、および５．０ミリメートル。縫合糸と、糊、接着剤、タンパク質架橋結合剤などの傷縫合剤とは、切開を縫合するために用いられ得るかまたは用いられ得ない。   The size of the folded IOL is important. It is well known in the art that incisions to place IOLs longer than 5 millimeters tend to cause other distortions of the cornea that can lead to astigmatism or visual impairment. Accordingly, it is preferred that an intraocular correction device intended for insertion into the anterior chamber is suitably flexible. Preferably, such a device is sufficiently flexible to be foldable for insertion into an incision, preferably 4.0 millimeters or less in length. An incision size of 1.0 to 5.0 millimeters or less is most preferred. In particular the following incision sizes: length 1.0, 1.1, 1.2, 1.25, 1.3, 1.4, 1.5, 1.6, 1.7, 1.75, 1.8, 1.9, 2.0, 2.1, 2.2, 2.3, 2.4, 2.5, 2.6, 2.7, 2.8, 2.9, 3. 0, 3.1, 3.2, 3.3, 3.4, 3.5, 3.6, 3.7, 3.8, 3.9, 4.0, 4.1, 4.2, 4.3, 4.4, 4.5, 4.6, 4.7, 4.8, 4.9, and 5.0 millimeters. Sutures and wound sutures such as glues, adhesives, protein cross-linking agents may or may not be used to suture the incision.

開示された実施形態は前眼房に移植される。開示された実施形態は、視力を矯正するために、単独でまたは別のＩＯＬと組み合せて用いられ得る。例えば、開示された設計の二焦点ＩＯＬは前眼房に用いられ得、水晶体が除去され、後眼房ＩＯＬで置き換えられた場合に、眼の追加の矯正を提供する。   The disclosed embodiments are implanted in the anterior chamber. The disclosed embodiments can be used alone or in combination with another IOL to correct vision. For example, a bifocal IOL of the disclosed design can be used in the anterior chamber, providing additional correction of the eye when the lens is removed and replaced with the posterior chamber IOL.

次の実施例は、本発明を限定するのではなく、例示するために提供される。   The following examples are provided to illustrate, not limit the invention.

（有水晶体眼内レンズ（ＩＯＬ）の移植および外植）
折り畳み可能な有水晶体ＩＯＬは注射器を用いて移植され、該注射器は３ｍｍ未満の透明角膜切開を通ってＩＯＬを導入する。このレンズに関する移植技術は、白内障摘出後の偽水晶体ＩＯＬのために用いられる移植技術に類似している。手術前に、縮瞳を形成するために局所に点眼されるピロカルピン１％が投与される。外科医は、有水晶体ＩＯＬを円滑にされた注射器カートリッジの中に導き、サイドポート切開を作り、粘弾性物質を前眼房の中に注入する。次いでＩＯＬが注入される。外科医は、カートリッジの先端を前眼房から除去する前に、ＩＯＬの下方ハプティクスを下方隅角の中に入れる。両手による潅流吸引（Ｉ／Ａ）は、すべての粘弾性物質を前眼房から除去し、外科医は、必要に応じレンズの位置を調整するためにＩ／Ａ器具を用いる。前眼房は、ＢＳＳ（テキサス州Ｆｔ．ＷｏｒｔｈのＡｌｃｏｎ Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ，Ｉｎｃ．）で正常眼圧に膨張され、切開がチェックされる。最後に外科医は、保護コンタクトレンズおよびＺＹＭＡＲ（カリフォルニア州ＩｒｖｉｎｅのＡｌｌｅｒｇａｎ，Ｉｎｃ．）の一滴を眼に置く。全外科的処置はわずか数分要するだけであり、局所麻酔のみを用いて外来環境において実施され得る。移植直後に、被験者は改善された視力の鋭敏さを享受する。 (Transplantation and explantation of phakic intraocular lens (IOL))
The foldable phakic IOL is implanted using a syringe, which introduces the IOL through a transparent keratotomy less than 3 mm. The implantation technique for this lens is similar to that used for pseudophakic IOLs after cataract extraction. Prior to surgery, 1% of pilocarpine administered locally to form miosis is administered. The surgeon guides the phakic IOL into a smoothed syringe cartridge, creates a side port incision, and injects a viscoelastic material into the anterior chamber. The IOL is then injected. The surgeon places the lower haptics of the IOL into the lower corner before removing the tip of the cartridge from the anterior chamber. Perfusion aspiration (I / A) with both hands removes all viscoelastic material from the anterior chamber and the surgeon uses I / A instruments to adjust the position of the lens as needed. The anterior chamber is inflated to normal intraocular pressure with BSS (Alcon Laboratories, Inc., Ft. Worth, Texas) and the incision is checked. Finally, the surgeon places a drop of protective contact lens and ZYMAR (Allergan, Inc., Irvine, Calif.) On the eye. The entire surgical procedure takes only a few minutes and can be performed in an outpatient setting using only local anesthesia. Immediately after transplantation, the subject will enjoy improved visual acuity.

外科医は、ピンセットでＩＯＬの上部支持部をつかみ、丁寧な牽引によってＩＯＬ全体を外に取り出すことによって、切開を通ってＩＯＬを外植し得る。縫合糸または切開を閉鎖するその他の方法は用いられ得る。   The surgeon can explant the IOL through the incision by grabbing the top support of the IOL with tweezers and removing the entire IOL out by careful traction. Other methods of closing the suture or incision can be used.

図１ａは、本発明の実施形態に従う低圧縮眼内レンズ（ＩＯＬ）の平面斜視図を示す。FIG. 1a shows a top perspective view of a low compression intraocular lens (IOL) according to an embodiment of the present invention. 図１ｂは、図１ａのＩＯＬの端面斜視図を示す。FIG. 1b shows an end perspective view of the IOL of FIG. 1a. 図２は、人間の眼の解剖学的構造の断面図を示す。FIG. 2 shows a cross-sectional view of the anatomy of the human eye. 図３は、本発明の実施形態に従って、人間の眼の前眼房に移植されたＩＯＬの断面図を例示する。FIG. 3 illustrates a cross-sectional view of an IOL implanted in the anterior chamber of a human eye, according to an embodiment of the present invention. 図４ａは、本発明の実施形態に従うＩＯＬの平面図を例示する。FIG. 4a illustrates a top view of an IOL according to an embodiment of the present invention. 図４ｂは、図４ａに示されるＩＯＬの側面図を例示する。FIG. 4b illustrates a side view of the IOL shown in FIG. 4a. 図５ａは、人間の眼の前眼房の中に移植される前の、本発明の実施形態に従うＩＯＬの位置および形状を略平面図にて例示する。FIG. 5a illustrates in schematic plan view the position and shape of an IOL according to an embodiment of the present invention prior to implantation into the anterior chamber of the human eye. 図５ｂは、人間の眼の前眼房に移植された後の、図５ａの実施形態に従うＩＯＬの位置および形状を略平面図に例示する。FIG. 5b illustrates in schematic plan view the position and shape of an IOL according to the embodiment of FIG. 5a after being implanted in the anterior chamber of the human eye. 図６ａは、図５ａのＩＯＬを略側面図にて例示する。FIG. 6a illustrates the IOL of FIG. 5a in a schematic side view. 図６ｂは、図５ｂのＩＯＬを略側面図にて例示する。FIG. 6b illustrates the IOL of FIG. 5b in a schematic side view. 図７ａは、人間の眼の前眼房の中に移植される前の、本発明の代替の実施形態に従うＩＯＬの位置および形状を略平面図にて例示する。FIG. 7a illustrates in schematic plan view the position and shape of an IOL according to an alternative embodiment of the present invention prior to being implanted into the anterior chamber of the human eye. 図７ｂは、図７ａの実施形態の略側面図を例示する。FIG. 7b illustrates a schematic side view of the embodiment of FIG. 7a. 図８ａは、人間の眼の前眼房の中に移植される前の、図７ａの実施形態の略側面図を例示する。FIG. 8a illustrates a schematic side view of the embodiment of FIG. 7a prior to being implanted into the anterior chamber of the human eye. 図８ｂは、人間の眼の前眼房の中に移植された後の、図７ｂの実施形態の略側面図を例示する。FIG. 8b illustrates a schematic side view of the embodiment of FIG. 7b after implantation into the anterior chamber of the human eye. 図９は、ＩＯＬ実施形態に関する力対圧縮特性を例示する。FIG. 9 illustrates force versus compression characteristics for an IOL embodiment. 図１０ａ〜１０ｂは、異なる光学レンズ位置を有するＩＯＬの実施形態を例示する。Figures 10a-10b illustrate embodiments of IOLs having different optical lens positions.

Claims (34)

レンズ本体と、
近位端および遠位端を備えた支持部ベースであって、該支持部ベースの該近位端は第１の垂直に柔軟な連結部によって該レンズ本体に接続され、該第１の連結部は該レンズ本体に対して垂直に曲がる、支持部ベースと、
支持部テールであって、該支持部テールは、水平に柔軟な部材によって該支持部テールに接続された支持部フットプレートを備え、該水平に柔軟な部材は該レンズ本体に対して水平に曲がり、該支持部ベースの該遠位端は第２の垂直に柔軟な連結部によって該支持部テールに接続され、該第２の連結部は該レンズ本体に対して垂直に曲がる、支持部テールと
を備えている、眼内レンズ。 The lens body;
A support base with a proximal end and a distal end, wherein the proximal end of the support base is connected to the lens body by a first vertically flexible connection, the first connection A support base that bends perpendicularly to the lens body;
A support tail comprising a support foot plate connected to the support tail by a horizontally flexible member, the horizontally flexible member bending horizontally with respect to the lens body; The distal end of the support base is connected to the support tail by a second vertically flexible connection, the second connection bent perpendicular to the lens body; An intraocular lens. 前記レンズ本体、前記第１の連結部、前記支持部ベース、前記第２の連結部および前記支持部テールは、Ｓ曲線を形成する、請求項１に記載の眼内レンズ。   The intraocular lens according to claim 1, wherein the lens body, the first connecting portion, the support portion base, the second connecting portion, and the support portion tail form an S curve. 前記レンズ本体および前記支持部ベースフォームは前記第１の連結部で会い、鋭角の隅角を形成し、該支持部ベースおよび前記支持部テールは前記第２の連結部で会い、鋭角の隅角を形成する、請求項１に記載の眼内レンズ。   The lens body and the support base form meet at the first connecting portion to form an acute corner angle, and the support base and the support tail meet at the second connecting portion to form an acute corner angle. The intraocular lens according to claim 1, wherein 前記第１の連結部における前記隅角および前記第２の連結部における前記隅角は、レシピエントの目への前記眼内レンズの移植時に減少する、請求項３に記載の眼内レンズ。   The intraocular lens according to claim 3, wherein the corner angle in the first coupling part and the corner angle in the second coupling part decrease when the intraocular lens is implanted into a recipient's eye. 前記第１の連結部における前記隅角および前記第２の連結部における前記隅角は、前記眼内レンズがレシピエントの目に適合した後に増加する、請求項４に記載の眼内レンズ。   The intraocular lens according to claim 4, wherein the corner angle at the first coupling portion and the corner angle at the second coupling portion increase after the intraocular lens is adapted to a recipient's eye. 前記第１の連結部における前記隅角および前記第２の連結部における前記隅角は、移植後１〜６時間で安定する、請求項５に記載の眼内レンズ。   The intraocular lens according to claim 5, wherein the corner angle in the first connecting portion and the corner angle in the second connecting portion are stabilized in 1 to 6 hours after transplantation. レシピエントの目への前記眼内レンズの移植時に、前記第１および第２の垂直に柔軟な連結部が垂直に移動しながら前記支持部フットプレートは水平に動き、それによって該レンズ本体の垂直の跳びを最小限にする、請求項１に記載の眼内レンズ。   Upon implantation of the intraocular lens into the recipient's eye, the support footplate moves horizontally while the first and second vertically flexible connections move vertically, thereby causing the lens body to move vertically. The intraocular lens of claim 1, which minimizes jumping. 前記支持部フットプレートは前記柔軟な部材の幅より大きい幅を備えている、請求項１に記載の眼内レンズ。   The intraocular lens according to claim 1, wherein the support part foot plate has a width larger than a width of the flexible member. 前記レンズ本体は光学部をさらに備えている、請求項１に記載の眼内レンズ。   The intraocular lens according to claim 1, wherein the lens body further includes an optical unit. 前記光学部は屈折光学部である、請求項９に記載のレンズ。   The lens according to claim 9, wherein the optical unit is a refractive optical unit. 前記光学部は回折光学部である、請求項９に記載のレンズ。   The lens according to claim 9, wherein the optical unit is a diffractive optical unit. 前記回折光学部は、ゾーン境界を規定する複数のゾーンを有するマルチオーダーの回折構造であり、該ゾーン境界において、該構造に入射する光は光学的位相のずれを受け、その焦点に対する、ｍ≧１などの異なる回折のオーダーｍで各々の波長の光を回折し、それによって複数のオーダーの回折シングレットを提供する、請求項１１に記載のレンズ。   The diffractive optical part is a multi-order diffractive structure having a plurality of zones defining a zone boundary, and light incident on the structure undergoes an optical phase shift at the zone boundary, and m ≧ 12. The lens of claim 11 diffracting light of each wavelength with a different diffraction order m, such as 1, thereby providing a multiple order diffractive singlet. 前記光学部は、屈折コンポーネントおよび回折コンポーネントを備えている、請求項９に記載のレンズ。   The lens according to claim 9, wherein the optical unit includes a refractive component and a diffractive component. レンズ本体と、
近位端および遠位端を備えた支持部ベースであって、該支持部ベースの該近位端は第１の垂直に柔軟な連結部によって該レンズ本体に接続され、第１の隅角を形成する、支持部ベースと、
支持部テールであって、該支持部テールは、水平に柔軟な部材によって該支持部テールに接続された支持部フットプレートを備え、該支持部ベースの該遠位端は第２の垂直に柔軟な連結部によって該支持部テールに接続され、第２の隅角を形成し、
該第１の隅角および該第２の隅角の大きさは、レシピエントの眼への眼内レンズの移植時に減少し、それによって該レンズ本体の垂直の跳びを最小限にするかまたは除く、支持部テールと
を備えている、眼内レンズ。 The lens body;
A support base with a proximal end and a distal end, wherein the proximal end of the support base is connected to the lens body by a first vertically flexible coupling and has a first corner angle; Forming a support base;
A support tail, the support tail comprising a support footplate connected to the support tail by a horizontally flexible member, the distal end of the support base being a second vertically flexible Connected to the support tail by a flexible coupling, forming a second corner,
The size of the first corner and the second corner are reduced upon implantation of an intraocular lens into the recipient's eye, thereby minimizing or eliminating vertical jumping of the lens body. An intraocular lens comprising a tail and a support portion. 近位端および遠位端を有する連結部と、
該連結部の該近位端に柔軟に接続された支持部ベースと、
水平に柔軟な部材によって該連結部の該遠位端に接続された支持部フットプレートであって、該連結部は、該支持部フットプレートまたは該支持部ベースのいずれかより広い、支持部フットプレートと
を備えている、眼内レンズ支持部。 A coupling portion having a proximal end and a distal end;
A support base flexibly connected to the proximal end of the linkage;
A support foot plate connected to the distal end of the connection by a horizontally flexible member, the connection being wider than either the support foot plate or the support base. An intraocular lens support comprising a plate. 支持部と、
第１の平面におけるレンズ本体であって、該レンズ本体は前面および後面を備えている、レンズ本体と、
第２の平面における光学部であって、該光学部は前面および後面を備え、該第１の平面は該第２の平面と異なり、該レンズ本体の該前面または該光学部の該前面のいずれかは、虹彩に相対的により近いが、両方とも近いわけではない、光学部と
を備えている、眼内レンズ。 A support part;
A lens body in a first plane, the lens body comprising a front surface and a rear surface;
An optical unit in a second plane, the optical unit comprising a front surface and a rear surface, the first plane being different from the second plane, wherein either the front surface of the lens body or the front surface of the optical unit; Is an intraocular lens that is relatively closer to the iris, but not both, with an optic. レンズ本体内に配置された光学部であって、該レンズ本体は実質的に平面である、光学部と、
該レンズ本体から第１の支持部テールへ延びる第１の支持部ベースであって、該レンズ本体、該第１の支持部ベースおよび該第１の支持部テールは、第１の湾曲領域を有する第１のＳ曲線を形成する、第１の支持部ベースと、
該レンズ本体から第２の支持部テールへ延びる第２の支持部ベースであって、該レンズ本体、該第２の支持部ベースおよび該第２の支持部テールは、第２の湾曲領域を有する第２のＳ曲線を形成する、第２の支持部ベースと、
該レンズ本体に実質的に平行な平面において該第１の支持部テールから延びる第１の支持部フットプレートと該レンズ本体に実質的に平行な平面において該第２の支持部テールから延びる第２の支持部フットプレートとを備え、
該第１の湾曲領域と該第２の湾曲領域との間の距離は、レシピエントの眼への眼内矯正レンズの移植時に減少する、第１の支持部フットプレートと第２の支持部フットプレートと
を備えている、眼内矯正レンズ。 An optical part disposed within the lens body, wherein the lens body is substantially planar;
A first support base extending from the lens body to a first support tail, wherein the lens body, the first support base and the first support tail have a first curved region. A first support base forming a first S curve;
A second support base extending from the lens body to a second support tail, the lens body, the second support base and the second support tail having a second curved region; A second support base forming a second S curve;
A first support foot plate extending from the first support tail in a plane substantially parallel to the lens body and a second extending from the second support tail in a plane substantially parallel to the lens body. And the support part foot plate,
The distance between the first curved region and the second curved region decreases when the intraocular corrective lens is implanted in the recipient eye, the first support foot plate and the second support foot. An intraocular correction lens comprising a plate and レンズ本体内に配置された直径を有する光学部であって、該レンズ本体は該光学部の直径にほぼ等しい幅を有する光学部と、
該レンズ本体から鋭角に延び、近位端および遠位端を備えている少なくとも１つの支持部ベースであって、該支持部ベースの近位端は該レンズ本体の幅にほぼ等しい幅を有する、少なくとも１つの支持部ベースと、
該支持部ベースから鋭角に延びる少なくとも２つのフットプレートを備えている支持部テールであって、該フットプレートは、該支持部ベースから外に６５度未満の隅角で延び、該フットプレートは該レンズ本体に対して実質的に平行な平面において延びる、支持部テールと
を備えている、眼内矯正レンズ。 An optical part having a diameter disposed within the lens body, wherein the lens body has a width substantially equal to the diameter of the optical part;
At least one support base extending at an acute angle from the lens body and having a proximal end and a distal end, the proximal end of the support base having a width approximately equal to the width of the lens body; At least one support base;
A support tail comprising at least two foot plates extending at an acute angle from the support base, the foot plate extending out of the support base at a corner angle of less than 65 degrees, the foot plate being An intraocular correction lens comprising: a support tail extending in a plane substantially parallel to the lens body. 前記光学部の前記直径は７ｍｍ未満である、請求項１８に記載のレンズ。   The lens according to claim 18, wherein the diameter of the optical part is less than 7 mm. 前記支持部ベースの前記遠位端の前記幅は前記光学部の前記直径の半分より小さい、請求項１９に記載のレンズ。   The lens of claim 19, wherein the width of the distal end of the support base is less than half of the diameter of the optic. 前記少なくとも１つの支持部ベースは、前記レンズ本体から４５度未満で延びる、請求項１８に記載のレンズ。   The lens of claim 18, wherein the at least one support base extends less than 45 degrees from the lens body. 前記少なくとも１つの支持部ベースは、前記レンズ本体から３０度未満で延びる、請求項２１に記載のレンズ。   The lens of claim 21, wherein the at least one support base extends less than 30 degrees from the lens body. 前記光学部は屈折光学部である、請求項１８に記載のレンズ。   The lens according to claim 18, wherein the optical unit is a refractive optical unit. 前記光学部は回折光学部である、請求項１８に記載のレンズ。   The lens according to claim 18, wherein the optical unit is a diffractive optical unit. 前記回折光学部は、ゾーン境界を規定する複数のゾーンを有するマルチオーダーの回折構造であり、該ゾーン境界において該構造に入射する光が光学的位相のずれを受け、その焦点に対する、ｍ≧１などの異なる回折のオーダーｍで各々の波長の光を回折し、それによって複数のオーダーの回折シングレットを提供する、請求項２４に記載のレンズ。   The diffractive optical part is a multi-order diffractive structure having a plurality of zones defining a zone boundary, and light incident on the structure at the zone boundary undergoes an optical phase shift, and m ≧ 1 with respect to the focal point. 25. The lens of claim 24, diffracting light of each wavelength with different diffraction orders m, thereby providing a multiple order diffractive singlet. 前記光学部は、屈折コンポーネントおよび回折コンポーネントを備えている、請求項１８に記載のレンズ。   The lens according to claim 18, wherein the optical unit includes a refractive component and a diffractive component. 支持部ベースと、
該支持部ベースに対して近位端および遠位端を備えている支持部フットプレートであって、該フットプレートは、該支持部ベースから６５度未満の隅角で延び、該フットプレートの該近位端は該フットプレートの該遠位端の幅のほぼ半分である幅を有する、支持部フットプレートと
を備えている、支持部テール。 A support base;
A support footplate having a proximal end and a distal end relative to the support base, the footplate extending from the support base at a corner angle of less than 65 degrees, A support tail, the proximal end having a width that is approximately half the width of the distal end of the footplate. 前記支持部ベースは前記支持部フットプレートから上昇曲線で延びる、請求項２７に記載の支持部テール。   28. A support tail according to claim 27, wherein the support base extends from the support foot plate in a rising curve. 前記支持部ベースは前記支持部テールから４５度未満で延びる、請求項２８に記載の支持部テール。   29. A support tail according to claim 28, wherein the support base extends less than 45 degrees from the support tail. 前記支持部ベースは前記支持部テールから３０度未満で延びる、請求項２９に記載の支持部テール。   30. A support tail according to claim 29, wherein the support base extends less than 30 degrees from the support tail. 垂直光軸を規定する光学部と、
該光学部に接続した近位部分を有し、該光軸から外に遷移部分を通って遠位端部分の中に延びる支持部ベースであって、該遷移部分は、該近位部分から垂直に下方に２つのほぼ反対の隅角の湾曲を通って該遠位部分の中に延び、該遠位部分から該近位部分を上げるように働く、支持部ベースと、
該支持部本体の該遠位部分に接続した近位部分を有し、ほぼ水平に外に一対の支持部フットプレートの中に延びる支持部テールと
を備えている、眼内レンズ（ＩＯＬ）。 An optical section that defines a vertical optical axis;
A support base having a proximal portion connected to the optic and extending out of the optical axis, through a transition portion and into a distal end portion, the transition portion being perpendicular to the proximal portion; A support base extending downwardly through the two generally opposite corner curves into the distal portion and serving to raise the proximal portion from the distal portion;
An intraocular lens (IOL) having a proximal portion connected to the distal portion of the support body and having a support tail extending generally horizontally out into a pair of support foot plates. 前記支持部ベースは薄膜を備えている、請求項３１に記載の眼内レンズ。   The intraocular lens according to claim 31, wherein the support base includes a thin film. 前眼房眼内レンズを移植する方法であって、
レンズ本体内に配置された光学部とスロープを有する下降する弓形で該レンズ本体から支持部テールに延びる支持部ベースとを備えている眼内レンズを提供することであって、該支持部テールは該支持部ベースから延びる支持部フットプレートを備え、該支持部ベースの該弓形の該スロープは、レシピエントの眼への該眼内矯正レンズの移植時に増加する、眼内レンズを提供することと、
眼に切開を作ることであって、該眼は前眼房および前眼房隅角を備え、該切開は長さ約２ｍｍ未満であり、該前眼房へのアクセスを提供する、眼に切開を作ることと、
該前眼房の中に該眼内レンズを導入することであって、該支持部フットプレートは該前眼房隅角の中に導入される、眼内レンズを導入することと
を包含する、方法。 A method for implanting an anterior intraocular lens comprising:
Providing an intraocular lens comprising an optical portion disposed within the lens body and a support base extending from the lens body to the support tail in a descending arch shape having a slope, the support tail comprising: Providing an intraocular lens comprising a support footplate extending from the support base, wherein the slope of the arcuate shape of the support base increases upon implantation of the intraocular corrective lens into a recipient eye; ,
Making an incision in the eye, the eye comprising an anterior chamber and an anterior chamber angle, wherein the incision is less than about 2 mm in length and provides access to the anterior chamber Making
Introducing the intraocular lens into the anterior chamber, wherein the support footplate is introduced into the anterior chamber corner, and the intraocular lens is introduced. Method. 周辺虹彩切除は行なわれない、請求項３３に記載の方法。   34. The method of claim 33, wherein no peripheral iris resection is performed.
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