JP2015503977A - 後眼房型眼内レンズ - Google Patents

後眼房型眼内レンズ Download PDF

Info

Publication number
JP2015503977A
JP2015503977A JP2014552488A JP2014552488A JP2015503977A JP 2015503977 A JP2015503977 A JP 2015503977A JP 2014552488 A JP2014552488 A JP 2014552488A JP 2014552488 A JP2014552488 A JP 2014552488A JP 2015503977 A JP2015503977 A JP 2015503977A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
intraocular lens
chamber type
posterior chamber
optical
radius
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2014552488A
Other languages
English (en)
Other versions
JP6450190B2 (ja
Inventor
▲明空▼ 王
▲明空▼ 王
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Eyebright Medical Technology Beijing Co Ltd
Original Assignee
Eyebright Medical Technology Beijing Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from CN201210017070.9A external-priority patent/CN103211665B/zh
Priority claimed from CN201210017055.4A external-priority patent/CN103211664B/zh
Priority claimed from CN201210335578.3A external-priority patent/CN103655001A/zh
Application filed by Eyebright Medical Technology Beijing Co Ltd filed Critical Eyebright Medical Technology Beijing Co Ltd
Publication of JP2015503977A publication Critical patent/JP2015503977A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP6450190B2 publication Critical patent/JP6450190B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A61F2/1624—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus having adjustable focus; power activated variable focus means, e.g. mechanically or electrically by the ciliary muscle or from the outside
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1602—Corrective lenses for use in addition to the natural lenses of the eyes or for pseudo-phakic eyes
    • A61F2/161—Posterior chamber lenses for use in addition to the natural lenses of the eyes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A61F2/1624—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus having adjustable focus; power activated variable focus means, e.g. mechanically or electrically by the ciliary muscle or from the outside
    • A61F2/1629—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus having adjustable focus; power activated variable focus means, e.g. mechanically or electrically by the ciliary muscle or from the outside for changing longitudinal position, i.e. along the visual axis when implanted
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A61F2/1616—Pseudo-accommodative, e.g. multifocal or enabling monovision
    • A61F2/1618—Multifocal lenses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A61F2/1637—Correcting aberrations caused by inhomogeneities; correcting intrinsic aberrations, e.g. of the cornea, of the surface of the natural lens, aspheric, cylindrical, toric lenses
    • A61F2/164—Aspheric lenses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/0077—Special surfaces of prostheses, e.g. for improving ingrowth
    • A61F2002/009—Special surfaces of prostheses, e.g. for improving ingrowth for hindering or preventing attachment of biological tissue
    • A61F2002/0091—Having cellular growth inhibitors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2002/16965—Lens includes ultraviolet absorber
    • A61F2002/1699—Additional features not otherwise provided for

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

後眼房型眼内レンズ（１）であって、光学部（３）及び光学部辺縁（４）からなる光学部分（２）と、前記光学部分（２）に連なる少なくとも２つのハプティック（５）を含み、前記光学部（３）の後面（７）は凸型であり、且つ、その基礎球面の曲率半径は６．６ｍｍ〜８０ｍｍの範囲内である。前記後眼房型眼内レンズ（１）は後面（７）が顕著に突出した設計を採用していることから、光学部の後面（７）と後嚢（９）との距離が縮小されて、眼内レンズ（１）の嚢内（１２）における安定性が高まるとともに、眼内レンズ（１）移植後のＰＣＯ発症率の低下に有利である。また、光学部の前面（６）が略平坦であるため、前記ハプティック（５）が折り畳み時に光学部の前面（６）に強く圧接されることがない。よって、眼内レンズ（１）が眼内移植後に展開するにあたり、ハプティック（５）と光学部（３）の粘着が有効に回避されるとともに、眼内レンズ（１）の結像品質が改良され、乱視患者の視覚の質が改善される。【選択図】図５

Description

本発明は、主に後眼房型眼内レンズに関する。具体的に、本発明は、眼内レンズの嚢内における空間位置の安定性を向上可能であるとともに、眼内レンズ移植後の後嚢混濁（ＰＣＯ）の発症率低下に寄与する、光学部の後面が顕著に突出した（光学部の後方凸が顕著な）後眼房型眼内レンズに関する。特に、本発明は、眼内レンズの嚢内における空間位置の安定性を向上可能であるとともに、眼内レンズ移植後の二次的白内障（ＰＣＯ）の発症率低下に寄与し、更に、眼内レンズの結像品質を改良及び／又は乱視患者の視覚の質を改善可能な、光学部の後面が顕著に突出した後眼房型眼内レンズに関する。
眼内レンズ（ＩＯＬ）は、眼内に移植可能な人工レンズであって、白内障により混濁した眼内の水晶体の代替物として、或いは、屈折矯正手術に用いられ、視力矯正に資する。眼内レンズの形態は、通常は円形光学部分とその周辺に設けられる支持ハプティックから構成される。眼内レンズの光学部分は支持ハプティックに直接連なっている。眼内レンズの光学部分は、光学部（当該技術分野では、有効光学領域又は光学部本体とも称されるが、本願では光学部とする）及び光学部辺縁からなる。軟質材料からなる眼内レンズは、折り畳み可能眼内レンズと称されることも多く、折り畳んだりカールさせたりすることで面積を縮小してから、小切開口（２ｍｍ〜３ｍｍ未満）を介して眼内に移植可能である。このように折り畳んだりカールさせたりした眼内レンズは、眼内移植後に自ら展開する。
光学部分と支持ハプティックの結合方式から、軟質折り畳み可能眼内レンズは、一般的に１ピース式と３ピース式に分けられる。１ピース式の軟質折り畳み可能眼内レンズは、光学部分と支持ハプティックが一体となっており、１つの軟質材料から構成される。一方、３ピース式の軟質折り畳み可能眼内レンズは、光学部分と支持ハプティックを別々に加工してから組み合わせ、接続して成形される。
これまで、折り畳み可能眼内レンズを形成する軟質材料は、シリコーン、親水性アクリル酸エステル（ヒドロゲル）、疎水性アクリル酸エステル及びポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）など数種類に大別される。疎水性アクリル酸エステルは、現在最も広く使用されている眼内レンズ材料である。疎水性アクリル酸エステルは、屈折率が高く、折り畳み後の展開速度が適切であるとの利点を有する。例えば、特許文献１、特許文献２、特許文献３は、複数の異なる疎水性アクリル酸エステル眼内レンズ材料の調製方法を提示している。
後眼房型眼内レンズ１（以下、“眼内レンズ”とも略称する）は眼内に移植された後、支持ハプティック５と後嚢１２との相互作用により後眼房嚢１２内の相対位置に維持される。嚢の収縮や膨張が支持ハプティックに作用することで、支持ハプティックに連なる眼内レンズは圧迫されたり引っ張られたりし、眼軸方向Ｄ−Ｄ’に沿って前後に変移する。図１に示すように、眼内レンズ１の光学部分２と眼の角膜１１は共同で屈折系を構成し、眼の約３０％の屈折力を担う。ここで、光線がある物質から光学密度の異なる別の物質に入射した場合、光線の伝播方向に折れ曲がりが生じるが、こうした現象を光の屈折現象と称する。このような屈折現象の大きさ（屈折力）は屈折度数で表され、単位をディオプタ（“Ｄ”と略称）とする。屈折力１Ｄとは、平行光を１ｍの焦点距離に集光可能なことに相当する。光線を屈折させる眼の作用を屈折といい、焦点屈折力（ｆｏｃａｌ ｐｏｗｅｒ）で屈折の能力を表す。これを屈折度数ともいう。屈折度数とは、光線に対するレンズの屈折強度のことである。ディオプタは屈折力の大きさの単位であり、Ｄで表される。即ち、平行光が当該屈折物を透過して１ｍで焦点を結ぶ場合、この屈折物の屈折力は１ディオプタ又は１Ｄとされる。レンズに関してはレンズパワーの単位であり、例えばレンズの焦点距離が１ｍである場合、このレンズの屈折力は屈折度数１Ｄとされ、焦点距離と反比例する。レンズの屈折力はＦ＝１／ｆで求められ、ｆはレンズの焦点距離である。この式において、屈折力の単位はディオプタであり、記号をＤとし、ディメンジョンはＬ−１であり、１Ｄ＝１ｍ−１となる。
当業者にとって、眼内レンズの結像品質は製品設計過程における検討必須事項である。
眼内レンズには、屈折力を提供して角膜の屈折力不足を補う以外にも、高い結像品質を実現すべく、角膜及び眼内レンズ自身の各種高次収差を矯正することが求められる。
屈折異常は結像品質に顕著に影響を及ぼす要因の一つである。なかでも乱視は一般的な眼の屈折異常現象であり、眼球の屈折力が経線によって異なったり、或いは同一経線の屈折度数が異なったりすることで、眼内に入射した平行光が網膜上で焦点を結べず、焦線を形成してしまう現象をいう。乱視は、臨床的には正乱視と不規則乱視の２種類に分けられる。屈折力の差が最大である２本の経線を主経線とし、２本の主経線が互いに直交するものを正乱視といい、各子午線における乱視の曲率が異なるものを不規則乱視という。このうち、正乱視はレンズで矯正が可能である。
正規母集団において、１．５Ｄを超える角膜乱視の割合は１％〜２９％にのぼり、人々の視覚の質に深刻に影響している。現在、乱視を伴う白内障の最新治療法としては、眼内に乱視型眼内レンズ（トーリックＩＯＬ）を移植することで、屈折を正常化するとともに角膜乱視を矯正するとの目的を達成している。
トーリックＩＯＬは１９９７年に市販を開始し、米国ＦＤＡや欧州連合安全認証（ＣＥ）を取得している。最も初期のトーリックＩＯＬは、眼内レンズの後面にシリンドリカル面を付帯してなっていた（基本面形状は前方凸後方平型であり、後面にシリンドリカル面を直接付帯していた）。現在、比較的成熟したトーリックＩＯＬは複合トーリック面設計を採用しており、シリンドリカル面の屈折効果と球面、非球面とを組み合わせている。典型的なものとしては、例えば米国アルコン社のＡｃｒｙｓｏｆ乱視用眼内レンズがあり、水晶体の後面にトーリック設計を用いることで、角膜の乱視度数１．０３Ｄ〜４．１１Ｄを矯正可能である。また、エイエムオー（ＡＭＯ）社の眼内レンズＴＥＣＮＩＳトーリックシリーズは、角膜の乱視度数０．６９Ｄ〜２．７４Ｄを矯正可能である。同時に、改良型の“Ｌ”ハプティック又は“Ｃ”ハプティックを用いることで、眼内における水晶体の安定性が高められている。
このほか、高次収差も結像品質に影響を及ぼす。高次収差には、主に球面収差とコマ収差が含まれる。眼の屈折系において、球面収差は屈折異常のほか結像品質にも影響を及ぼす最大の要因であり、特に、暗闇条件下で瞳孔が拡大した状態（瞳孔が４．５ｍｍ〜６．０ｍｍ）において、球面収差はいっそう顕著となる。眼内レンズの球面収差最小時における光学面の曲率半径は計算によって得られるが、算出される光学面の曲率半径は眼内レンズ材料の屈折率に関連する。表１は、光学部が球面設計で屈折率の異なる２種類の眼内レンズそれぞれの球面収差最小時における曲率半径を示している。算出には、次の式が用いられる。
ｒ１、ｒ２はそれぞれ人工水晶体における前後面の曲率半径、ｎは人工水晶体材料の屈折率、ｎ’は硝子体と房水の屈折率、φ１、φ２は前後面の屈折度数である。式（１）は、レンズの球面収差を表す式が極値をとるよう導かれる。
式中、
表１ 屈折率の異なる２種類の眼内レンズそれぞれの球面収差最小時における曲率半径
図２に示すように、所定の屈折力及び所定の屈折率の眼内レンズ１の球面収差は、放物線状に変化する。図２に示すグラフにおいて、横座標ρ１は眼内レンズにおける光学部前面の曲率半径の逆数であり（ρ１が小さいほど光学部の前面は平坦である）、各ρ１の値は各面形状設計を有する従来技術の眼内レンズにほぼ対応している。縦座標のδＬ０’は球面収差の大きさを示す。図２及び表１から明らかなように、眼内レンズにおける光学部３の面形状は結像品質に顕著に影響する。球面収差（δＬ０’）を最小限まで低減させて結像品質を高めるために、従来技術の球面眼内レンズの面形状は、一般的に凸平型（光学部が、前方が凸であり、後方が平らである）又は両凸型（光学部の前面が顕著に突出しており、光学部の後面がわずかに後方に凸である）とされており、これは、光学設計において全体を湾曲させることで初歩的な球面収差を最小化するという面形状設計の原則に即している。従来技術の眼内レンズにおける前後面の曲率半径タイプは表１のものに類似しており、後面が平坦傾向である一方、前面は顕著に突出しており、前面の曲率半径は全体的に後面よりも小さい。臨床での移植結果からも、球面眼内レンズにおける凸平、又は前面が顕著に突出した光学部構造は結像品質がより良好となることが示されている。従って、これまでは多くの眼内レンズでこれら２種類の一般的な面形状設計が採用されている。
光学部の後面の曲率半径が光学部の前面の曲率半径より顕著に小さい眼内レンズの場合、こうした光学部の後面が顕著に突出した眼内レンズを適用すると、前述のような現在広く使用されている一般的に面形状が平凸又は後方にわずかに凸の通常の眼内レンズに比べ、残留球面収差が大きくなってしまう恐れがある。図２に示すように、眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径が小さな設計は、結像品質を一部犠牲にすることになる。これは、光学部の前面と後面の曲率半径の違いによって、顕著な後方凸型の眼内レンズ自体に比較的大きな球面収差が残留するためである。残留球面収差が大きくなるほど、結像品質は低下してしまう。
このほか、従来技術の眼内レンズでは、通常の非球面（すなわち、単一非球面係数Ｑ値）の面形状設計を採用することで球面収差を補償可能としているが、後眼房に移植された眼内レンズは常に後眼房における完全な中心部位に位置するとは限らず、ある程度の傾斜や偏心によって、球面収差以外の高次収差、主にコマ収差が生じ得ることを、当業者は認識可能である。従来技術による眼内レンズの結像品質は、眼内レンズの眼内における実際の位置誤差によって低下し、光学的な優劣は実際の臨床現場において極めて鋭敏に現れる。
後嚢混濁は二次的白内障とも称され、眼内レンズの移植後によくみられる合併症である。後嚢混濁は、白内障の手術後に残留した水晶体の上皮細胞が増殖し、眼内レンズの後面と後嚢の間に変移することで生じる。特許文献４や特許文献５のように眼内レンズの光学部に尖った直角辺縁を採用する設計は、後嚢混濁を有効に低減させる方法となることが証明されている。このような設計は、水晶体の上皮細胞が眼内レンズの後面と後嚢の間に変移することを阻止可能なためである（Ｂｕｅｈｌ他 『Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｃａｔａｒａｃｔ ａｎｄ Ｒｅｆｒａｃｔｉｖｅ Ｓｕｒｇｅｒｙ』（３４）、１９７６〜１９８５頁参照）。このように尖った直角辺縁設計は３ピース式眼内レンズにおいて比較的実現しやすいが、これは支持ハプティックが細く、且つ光学部に移植されているためである。また、１ピース式眼内レンズで尖った直角辺縁設計を実現すことはやや困難である。これは、支持ハプティックと光学部が一体に連なっており、且つ支持ハプティックは軟質材料で形成されることから、幅広で厚めとする必要があるためである。１ピース式眼内レンズで尖った直角辺縁設計を実現するには、光学部の辺縁を厚くして支持ハプティックを薄くするか、或いは直角辺縁の段差を小さくする必要がある。しかし、光学部の辺縁が厚すぎると眼内レンズの総体積が増加し、小切開手術の難易度が増すことになる。一方、支持ハプティックが薄すぎると、嚢との間で作用する力が不足し、眼内レンズが嚢内で不安定となる恐れがある。また、直角辺縁の段差が小さすぎると、水晶体の上皮細胞に対する変移阻止作用が奏されなくなる。
従来技術の後眼房型眼内レンズの光学設計では、球面収差を低減させるとともに、結像品質を高めるために、一般的に、球面の眼内レンズを前面が顕著に突出し、後面が相対的に平たくなるよう設計しており、前面の曲率半径が全体的に後面より小さくなっている。後発的に開発された球面収差を矯正するための非球面眼内レンズ、及び乱視矯正用のトーリック眼内レンズは、いずれもこのような設計理念を踏襲している。従って、従来技術の眼内レンズは光学部の後方凸が控え目である（平面形状の場合もある）ことから、眼内に移植後に、眼内レンズの後面と後嚢との間に比較的大きな隙間ができることがあり、眼内レンズの位置決めが不安定となるとともに、術後に後嚢混濁現象が生じやすい。眼内レンズの辺縁に直角縁（角型縁）設計を採用したとしても、遠方や近方を見るにあたって毛様体筋が自動的に収縮・弛緩調節すると、硝子体の圧迫下において後嚢膜が前後に変移し、眼内レンズの支持ハプティックの基部領域が後嚢膜を圧迫及び不均一引っ張ることから、房水の流動によってＰＣＯが眼内レンズの光学部辺縁内にもたらされる。
現在、二次的白内障は白内障手術患者を悩ませる、早急に解決を要する課題となっている。しかし、眼内レンズの嚢内における空間位置の安定性を高め、且つ、眼内レンズ移植後の二次的白内障の発症率を低下させるために、従来技術による眼内レンズの光学部後面に対して曲率半径を小さくする設計を用いると、従来技術による眼内レンズの結像品質を一部犠牲にするという代償が伴うことになる。
当業者にとって、良好な眼内レンズの設計とは、眼内レンズの嚢内における安定性保証、後嚢混濁の発症率低下、良好な結像品質、眼内レンズの眼内移植後の迅速な展開、支持ハプティックと光学部との粘着現象の防止、といった各種要因を総合的且つバランスよく考慮したものでなければならない。即ち、当業者は、従来技術の後方凸型眼内レンズにおける結像品質不良を改善可能な、光学部の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズを必要としている。
米国特許第４８３４７５０号 米国特許第５２９０８９２号 米国特許第５８１４６８０号 米国特許第６１６２２４９号 米国特許第６４６８３０６号
本発明は、上述の課題に鑑みてなされたものである。本発明の主要な目的は、眼内レンズの嚢内における空間位置の安定性を向上可能であるとともに、眼内レンズ移植後の二次白内障（ＰＣＯ）の発症率低下に寄与し、光学部の後面が顕著に突出した後眼房型眼内レンズを提供することにある。また、これをベースとした本発明の更なる目的は、眼内レンズの結像品質を改良可能及び／又は乱視患者の視覚の質を改善可能な、光学部の後面が顕著に突出した後眼房型眼内レンズを提供することにある。
＜用語の定義＞
本願で用いられる用語「光学部分」とは、眼内レンズの光学部と光学部辺縁からなる。
本願で用いられる用語「光学部」とは、眼内レンズの光学部分の中心に位置し、光学特性を持つことで眼内レンズの屈折度数調節という主要な機能を実現可能な部分をいう。具体的には、本発明の実施例で用いられる眼内レンズの光学部分の直径は約６ｍｍであり、そのうち光学部とは、眼内レンズにおける口径５．０ｍｍ以内の部分をいう。
本願で用いられる用語「光学部辺縁」とは、眼内レンズの光学部外周に設けられ、眼内レンズの光学特性に影響しない辺縁領域をいう。具体的には、本発明の実施例で用いられる眼内レンズの光学部分の直径は約６ｍｍであり、そのうち光学部辺縁とは、光学部の中心から２．５ｍｍ（或いは眼内レンズにおける口径５．０ｍｍ）より外側の光学部辺縁の部分をいい、図３では符号４で示される。当業者であれば、光学部の直径が他の寸法である眼内レンズの場合、光学部の中心から光学部辺縁までの距離は相応に変化し得ることを容易に理解可能である。
本願で用いられる用語「光学部の後面」とは、眼内レンズを眼内に移植した後に後嚢と接触する光学部の表面をいう。
本願で用いられる用語「光学部の前面」とは、眼内レンズを眼内に移植した後に光学部の後面と対向し、後嚢からより離間して配置される光学部の表面をいう。
本願で用いられる用語「ハプティック」或いは「支持ハプティック」とは、眼内レンズの光学部分に連なって、光学部分を支持するとの作用を奏するとともに、毛様体筋の収縮と弛緩により生じる収縮力を前記光学部分へ伝達するとの作用を奏する部分である。
本願で用いられる用語「ハプティック基部」とは、光学部辺縁又は（具備する場合には連接部）に直接連なる眼内レンズのハプティック一端において直線に延びる部位をいう。
本願で用いられる用語「ハプティック形成角」とは、眼内レンズに力がかかっていない状態で、眼内レンズのハプティック基部における縦方向の中心線が、眼内レンズの光学部分における縦方向の中心線に対してなす角度であって、図２２に示すように符号αで表される。本願では、「ハプティックの設計角度」とも称する。
本願で用いられる用語「連接部傾斜角」とは、連接部の縦方向の中心線が眼内レンズの光学部分における縦方向の中心線に対してなす角度であって、図２２に示すように、符号βで表される。
本願で用いられる方向に関する用語、例えば「前」「後」は、後嚢からの遠近に対する用語である。例えば、両光学面を調節する焦点調節可能な眼内レンズの場合、「光学部の後面」は「光学部の前面」よりも後嚢から近い光学面である。
本願で用いられる形状を表す用語、例えば「凸」「凹」は、眼内レンズの光学部分における縦方向の中心平面に対する用語である。例えば、「後方凸形状の眼内レンズ」とは、当該眼内レンズにおける光学部の後面上の点が、当該面の中心に近づくほど、当該眼内レンズの光学部分における縦方向の中心平面から遠くなるものいう。
本願で用いられる「光学部の後方凸が顕著な」又は「光学部の後面が顕著に突出した」との記載は相対的なものである。具体的には、眼内レンズにおける光学部の後面が眼内レンズにおける光学部の前面よりも顕著に突出していることをいう。換言すれば、眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径が、眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径よりも小さいことをいう。当業者にとって、「光学部の後方凸が顕著な」又は「光学部の後面が顕著に突出した」との記載は、例えば「光学部高さが後方に凸である」ともいえる。
本願で用いられる用語「基礎球面」とは、本発明にかかる眼内レンズの光学部前後面に採用される各種面形状に対応する球面をいう。本願では用語を統一するために、当該球面を一括して「基礎球面」と称する。
本願で述べる高次非球面設計を有する後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面、或いは眼内レンズにおける光学部の後面は、それぞれ前方又は後方に突出している。従って、本願で用いられる用語「光学部表面の頂点」とは、前記眼内レンズにおいて突出する光学部の前面上、又は眼内レンズにおいて突出する光学部の後面上の中心点をいう。即ち、光学部表面の頂点とは、前記眼内レンズにおいて突出する光学部の前面が前方へ突出することで、当該眼内レンズの光学部分における縦方向の中心平面との距離が最も遠くなる点、又は、前記眼内レンズにおいて突出する光学部の後面が後方へ突出することで、当該眼内レンズの光学部分における縦方向の中心平面との距離が最も遠くなる点、ともいえる。
本願で述べる後方凸が顕著なトーリック後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面には凸型複合トーリック面設計が施されており、且つ、眼内レンズにおける光学部の前面は前方へ突出している。よって、本願のトーリック後眼房型眼内レンズの場合、本願で用いられる用語「光学部の前面の頂点」とは、前記眼内レンズにおいて突出する光学部の前面上の中心点をいう。即ち、光学部の前面の頂点とは、前記眼内レンズにおいて突出する光学部の前面が前方へ突出することで、当該眼内レンズの光学部分における縦方向の中心平面との距離が最も遠くなる点、ともいえる。
本発明の一局面は、光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む後眼房型眼内レンズを提供し、当該後眼房型眼内レンズは、前記光学部の後面が凸型球面であり、且つ、その基礎球面の曲率半径が６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする。
本発明の好ましい実施例では、前記光学部の前面は凸型球面であり、且つ、その曲率半径は７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内とすればよい。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは疎水性アクリル酸エステルから作製すればよく、前記光学部の後面の曲率半径は７．５ｍｍ〜５５．０ｍｍの範囲内とすればよく、前記光学部の前面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内とすればよい。好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は８．１ｍｍ〜１９．５ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約１１．１ｍｍである。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは疎水性アクリル酸エステルから作製すればよく、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜７０．０ｍｍの範囲内とすればよく、前記光学部の前面の曲率半径は１７．０ｍｍ〜７３．０ｍｍの範囲内とすればよい。好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は７．６ｍｍ〜１６．５ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約１０．６ｍｍである。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズはシリコーン又はヒドロゲルから作製すればよく、前記光学部の後面の曲率半径は６．６ｍｍ〜４８．０ｍｍの範囲内とすればよく、前記光学部の前面の曲率半径は７．１ｍｍ〜４８．６ｍｍの範囲内とすればよい。好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は７．５ｍｍ〜１０．０ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約８．０ｍｍである。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは疎水性アクリル酸エステルから作製すればよく、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜５２．０ｍｍの範囲内とすればよく、前記光学部の前面の曲率半径は７．８ｍｍ〜５９．０ｍｍの範囲内とすればよい。好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜１１．０ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約８．５ｍｍである。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズはポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）から作製すればよく、前記光学部の後面の曲率半径は６．８ｍｍ〜５９．５ｍｍの範囲内とすればよく、前記光学部の前面の曲率半径は１０．９ｍｍ〜６０．０ｍｍの範囲内とすればよい。好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜１３．１ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約９．０ｍｍである。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは疎水性アクリル酸エステルから作製すればよく、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜６６．０ｍｍの範囲内とすればよく、前記光学部の前面の曲率半径は１４．４ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内とすればよい。好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は７．２ｍｍ〜１５．３ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約９．９ｍｍである。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは疎水性アクリル酸エステルから作製すればよく、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内とすればよく、前記光学部の前面の曲率半径は３０．８ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内とすればよい。好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は９．０ｍｍ〜２０．３ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約１２．７ｍｍである。
本発明の他の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径より小さければよい。
好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面の曲率半径の１７．８％〜６０．０％とすればよい。
より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面の曲率半径の２０．０％〜４５．６％とすればよい。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは１ピース式眼内レンズとすればよい。
本発明の別の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは３ピース式眼内レンズとすればよい。
本発明の他の好ましい実施例では、前記ハプティックは、前記光学部分の周方向において対称に前記光学部辺縁に連なっていればよい。
本発明の他の局面は、光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む後眼房型眼内レンズを提供し、当該後眼房型眼内レンズは、前記光学部の前面が凸型球面であり、且つ、前記光学部の後面が高次非球面設計を採用した凸型非球面であり、前記凸型非球面が、曲率半径６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内である基礎球面と、前記基礎球面に対する偏移量とを重畳してなることを特徴とする。前記後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部表面の頂点を原点として２次元座標系を構築すると、前記座標系の縦軸Ｙは前記光学部表面に接するとともに、前記光学部表面の頂点Ｏを通過する。また、前記座標系の横軸Ｚは眼軸方向Ｄ−Ｄ’と平行であり、縦軸Ｙと９０度の角度をなすとともに、前記光学部表面の頂点Ｏを通過する。前記２次元座標系の平面ＹＺにおける前記凸型非球面の曲線は、以下の高次非球面設計を表す式を満たす。
Ｚ（ｙ）は、ＹＺ平面における眼内レンズの光学部の非球面曲線を表す式であり、ｃは光学部における基礎球面表面の曲率半径の逆数であり、ｙは横軸Ｚから前記曲線上の任意の一点までの垂直距離であり、Ａ２ｉは非球面の高次項係数であり、ｍ，ｎは１以上の整数でｎ≧ｍである。前記凸型非球面の面形状における各点は、前記曲線が横軸（Ｚ）まわりに回転対称変化することで得られる。
本発明の好ましい実施例では、前記光学部の前面の曲率半径は７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内である。
本発明の他の好ましい実施例では、ｍは２であり、且つｎは５である。
本発明の他の好ましい実施例では、Ａ４＝２．４３１Ｅ−００４、Ａ６＝２．８９７Ｅ−００４、Ａ８＝−５．４１７Ｅ−００５、Ａ１０＝２．９４０Ｅ−００６である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは屈折率１．４８の疎水性アクリル酸エステルからなり、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は７．５ｍｍ〜５５．０ｍｍの範囲内であり、前記光学部の前面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は８．１ｍｍ〜１９．５ｍｍの範囲内である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は１１．１ｍｍである。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径より小さい。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径の１７．８％〜６０．０％である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径の２０．０％〜４５．６％である。
本発明の他の局面は、光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む後眼房型眼内レンズを提供し、当該後眼房型眼内レンズは、前記光学部の後面が凸型球面であり、且つ、前記光学部の前面は高次非球面設計を採用した凸型非球面であり、前記凸型非球面は、曲率半径７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内である基礎球面と、前記基礎球面に対する偏移量とを重畳してなり、且つ、前記光学部の後面の曲率半径は６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする。前記後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部表面の頂点を原点として２次元座標系を構築すると、前記座標系の縦軸Ｙは前記光学部表面に接するとともに、前記光学部表面の頂点Ｏを通過する。また、前記座標系の横軸Ｚは眼軸方向Ｄ−Ｄ’と平行であり、縦軸Ｙと９０度の角度をなすとともに、前記光学部表面の頂点Ｏを通過する。前記２次元座標系の平面ＹＺにおける前記凸型非球面の曲線は、以下の高次非球面設計を表す式を満たす。
Ｚ（ｙ）は、ＹＺ平面における眼内レンズの光学部の非球面曲線を表す式であり、ｃは光学部における基礎球面表面の曲率半径の逆数であり、ｙは横軸Ｚから前記曲線上の任意の一点までの垂直距離であり、Ａ２ｉは非球面の高次項係数であり、ｍ，ｎは１以上の整数でｎ≧ｍである。前記凸型非球面の面形状における各点は、前記曲線が横軸（Ｚ）まわりに回転対称変化することで得られる。
本発明の他の好ましい実施例では、ｍは２であり、且つｎは５である。
本発明の他の好ましい実施例では、Ａ４＝−２．４３１Ｅ−００４、Ａ６＝−２．８９７Ｅ−００４、Ａ８＝５．４１７Ｅ−００５、Ａ１０＝−２．９４０Ｅ−００６である。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは屈折率１．４８の疎水性アクリル酸エステルからなり、前記光学部の後面の曲率半径は７．５ｍｍ〜５５．０ｍｍの範囲内であり、前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は８．１ｍｍ〜１９．５ｍｍの範囲内である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は１１．１ｍｍである。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は、前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径より小さい。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径の１７．８％〜６０．０％である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径の２０．０％〜４５．６％である。
本発明の更に別の局面は、光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む後眼房型眼内レンズを提供し、当該後眼房型眼内レンズは、前記光学部の前面が凸型複合トーリック面であり、前記凸型複合トーリック面が、曲率半径７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内である基礎球面と、前記基礎球面に対する偏移量とを重畳してなり、且つ、前記光学部の後面の曲率半径は６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする。前記後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の頂点を原点として２次元座標系を構築すると、前記座標系の縦軸Ｙは前記光学部の前面に接するとともに、前記光学部の前面の頂点Ｏを通過する。また、前記座標系の横軸Ｚは眼軸方向Ｄ−Ｄ’と平行であり、縦軸Ｙと９０度の角度をなすとともに、前記光学部の前面の頂点Ｏを通過する。前記２次元座標系の平面ＹＺにおける前記凸型複合トーリック面の曲線は、以下の式を満たす。
Ｚ（ｙ）は、ＹＺ平面における眼内レンズの光学部の前記凸型複合トーリック面曲線を表す式であり、ｃは光学部の前面における基礎球面表面の曲率半径の逆数であり、ｙは横軸Ｚから前記曲線上の任意の一点までの垂直距離であり、Ａ２ｉは非球面の高次項係数であり、ｍ，ｎは１以上の整数でｎ≧ｍである。前記凸型複合トーリック面の面形状における各点は、前記曲線が縦軸Ｙに平行な直線まわりに一定の前面回転半径Ｒで一周することで得られる。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは屈折率１．４８の疎水性アクリル酸エステルからなり、前記光学部の後面の曲率半径は７．５ｍｍ〜５５．０ｍｍの範囲内であり、前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内である。
本発明の他の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は８．１ｍｍ〜１９．５ｍｍの範囲内である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は１１．１ｍｍである。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は、前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径より小さい。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径の１７．８％〜６０．０％である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面における基礎球面の曲率半径の２０．０％〜４５．６％である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５Ｄ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は６．２３ｍｍ〜４６．０９ｍｍの範囲内である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は１０．６９ｍｍ〜５５．７ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は８．２ｍｍ〜３９．９５ｍｍの範囲内である。
本発明の他の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは１ピース式眼内レンズとすればよい。
本発明の別の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは３ピース式眼内レンズとすればよい。
本発明の他の好ましい実施例では、前記ハプティックは、前記光学部分の周方向において対称に前記光学部辺縁に連なっていればよい。
本発明の更に別の局面では、光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む後眼房型眼内レンズを提供し、当該後眼房型眼内レンズは、前記光学部の前面が複合トーリック面であり、前記光学部の後面が非球面であることを特徴とする。
本発明の他の好ましい実施例では、前記複合トーリック面は凸型複合トーリック面であり、前記凸型複合トーリック面は、曲率半径５．５ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内である基礎球面と、前記基礎球面に対する偏移量とを重畳してなる。前記後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の頂点（Ｏ）を原点として２次元座標系を構築すると、前記座標系の縦軸（Ｙ）は前記光学部の前面に接するとともに、前記光学部の前面の頂点（Ｏ）を通過する。また、前記座標系の横軸（Ｚ）は、眼軸方向（Ｄ−Ｄ’）と平行であり、縦軸（Ｙ）と９０度の角度をなすとともに、前記光学部の前面の頂点（Ｏ）を通過する。前記２次元座標系の平面（ＹＺ）における前記凸型複合トーリック面の曲線は、以下の式を満たす。
Ｚ（ｙ）は、ＹＺ平面における眼内レンズの光学部の前記凸型複合トーリック面曲線を表す式であり、ｃは光学部の前面における基礎球面表面の曲率半径の逆数であり、ｙは横軸（Ｚ）から前記曲線上の任意の一点までの垂直距離であり、Ａ２ｉは非球面の高次項係数であり、ｍ，ｎは１以上の整数でｎ≧ｍである。前記凸型複合トーリック面の面形状における各点は、前記曲線が縦軸（Ｙ）に平行な直線（ｄ−ｄ’）まわりに一定の前面回転半径（Ｒ）で一周することで得られる。
本発明の別の好ましい実施例では、前記非球面は凸型非球面であり、前記凸型非球面における基礎球面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記凸型非球面は高次非球面設計を採用している。前記後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部の後面の頂点を原点として２次元座標系を構築すると、前記座標系の縦軸（Ｙ）は前記光学部の後面に接するとともに、前記光学部の後面の頂点（Ｏ’）を通過する。前記座標系の横軸（Ｚ）は、眼軸方向（Ｄ−Ｄ’）と平行であり、縦軸（Ｙ）と９０度の角度をなすとともに、前記光学部の後面の頂点（Ｏ’）を通過する。前記２次元座標系の平面（ＹＺ）における前記凸型非球面の曲線は、以下の高次非球面設計を表す式を満たす。
Ｚ（ｙ）は、ＹＺ平面における眼内レンズの光学部の非球面曲線を表す式であり、ｃは、光学部における基礎球面後面の曲率半径の逆数であり、ｙは横軸（Ｚ）から前記曲線上の任意の一点までの垂直距離であり、Ａ２ｉは非球面の高次項係数であり、ｍ，ｎは１以上の整数でｎ≧ｍである。前記凸型非球面の面形状における各点は、前記曲線が横軸（Ｚ）まわりに回転対称変化することで得られる。
本発明の別の好ましい実施例では、前記凸型非球面における基礎球面の曲率半径は、前記凸型トーリック面における基礎球面の曲率半径より小さい。
本発明の別の好ましい実施例では、前記後眼房型眼内レンズは屈折率１．４８の疎水性アクリル酸エステルからなる。
本発明の別の好ましい実施例では、前記ハプティックはＬ型ハプティック又はＣ型ハプティックであり、前記ハプティックのハプティック形成角は１．５°である。
本発明の別の好ましい実施例では、前記ハプティックは、前記光学部分の周方向において対称に設けられたハプティックである。
具体的に、本発明は以下の多方面の内容に関する。
（１）光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部の後面は凸型であり、且つ、その基礎球面の曲率半径は６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする。
（２）（１）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部の前面は凸型であり、且つ、その基礎球面の曲率半径は７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする。
（３）（１）又は（２）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径より小さいことを特徴とする。
（４）（３）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径の１７．８％〜６０．０％であることを特徴とする。
（５）（４）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径の２０．０％〜４５．６％であることを特徴とする。
（６）（３）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記ハプティックのハプティック基部が、前記光学部分における前記光学部辺縁に直接連なっていることを特徴とする。
（７）（６）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部辺縁は尖った折り曲げ部を更に含むことを特徴とする。
（８）（３）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記後眼房型眼内レンズは連接部を更に含み、前記ハプティックのハプティック基部が、前記連接部を介して前記光学部分の前記光学部辺縁に連なっていることを特徴とする。
（９）（８）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部辺縁は尖った折り曲げ部を更に含むことを特徴とする。
（１０）（８）又は（９）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記連接部の縦方向の中心線は、前記光学部分の縦方向の中心線に対し、１０°〜４５°の範囲の連接部傾斜角をなすことを特徴とする。
（１１）（６）〜（１０）のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記ハプティック基部の縦方向の中心線は、前記光学部分の縦方向の中心線に対し、０°〜７°の範囲のハプティック形成角をなすことを特徴とする。
（１２）（１）〜（１１）のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部における後面の面形状は、球面、非球面、複合トーリック面、複数領域で屈折するよう設計された複数焦点面、及び複数領域で回折するよう設計された複数焦点面を含む面形状のいずれかであることを特徴とする。
（１３）（１）〜（１１）のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部における前面の面形状は、球面、非球面、複合トーリック面、複数領域で屈折するよう設計された複数焦点面、及び複数領域で回折するよう設計された複数焦点面を含む面形状のいずれかであることを特徴とする。
（１４）上記のいずれかに記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記後眼房型眼内レンズは、シリコーン、ヒドロゲル、疎水性アクリル酸エステル、又はポリメタクリル酸メチルから作製されることを特徴とする。
（１５）（１４）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記後眼房型眼内レンズの作製材料の屈折率は１．４５〜１．５６の間であることを特徴とする。
（１６）（１４）又は（１５）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記後眼房型眼内レンズは屈折率１．４８の疎水性アクリル酸エステルからなり、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は７．５ｍｍ〜５５．０ｍｍの範囲内であり、前記光学部の前面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする。
（１７）（１６）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は８．１ｍｍ〜１９．５ｍｍの範囲内であることを特徴とする。
（１８）（１７）に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は１１．１ｍｍであることを特徴とする。
（１９）（１）〜（１８）のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記後眼房型眼内レンズは１ピース式眼内レンズであることを特徴とする。
（２０）（１）〜（１８）のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズにおいて、前記後眼房型眼内レンズは３ピース式眼内レンズであることを特徴とする。
現在の従来技術における後眼房型眼内レンズと比較して、本発明の後眼房型眼内レンズの光学部は、後面が顕著に突出した設計を採用するとともに、非球面、高次非球面、複合トーリック面、複数領域で屈折又は回折するよう設計された複数焦点面等の設計を選択的に付与している。よって、眼内レンズの光学部の後面と後嚢との距離が縮小されて、眼内レンズの嚢内における空間位置の安定性が高まり、眼内レンズの光学部辺縁における角型縁効果の利点がより良好に発揮されるとともに、眼内レンズ移植後のＰＣＯ発症率が低下する。更に、光学部の前面が略平坦であるため、眼内レンズのハプティック（特に、１ピース式後眼房型眼内レンズのハプティック）が折り畳み時に光学部の前面に強く圧接されることがない。よって、眼内移植後に支持ハプティックと光学部が粘着することなく容易に展開するほか、眼内レンズの結像品質及び／又は乱視患者の視覚の質をいっそう改善することが可能となる。
以下、図面及び説明に基づき、本発明の特徴、利点を更に明確にする。
図１は、眼の屈折系における基本構成を概略的に示したものである。 図２は、異なる面形状構造を有する従来技術の眼内レンズの球面収差（δＬ０’）分布を概略的に示すグラフである。 図３は、眼内レンズの前面上方からみた本発明の一実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズの概略斜視図であり、同図において、ハプティックは展開しており眼内レンズの光学部分の前面上に折り畳まれてはいない。 図４は、眼内レンズの後面上方からみた本発明の一実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズの概略斜視図であり、同図において、ハプティックは展開しており眼内レンズの光学部分の前面上に折り畳まれてはいない。 図５は、本発明の一実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズの断面図であり、同図において、ハプティックは眼内レンズの光学部分の前面上に折り畳まれている。 図６は、嚢収縮状態における、眼内に移植された従来技術の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢膜との作用関係を示す図である。 図７は、嚢収縮状態における、眼内に移植された本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢膜との作用関係を示す図である。 図８は、図６の円Ｇ内に示される従来技術の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢膜との作用関係を詳細に示したものである。 図９は、図７の円Ｈ内に示される本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢膜との作用関係を詳細に示したものである。 図１０は、眼内移植前に、従来技術の１ピース式後眼房型眼内レンズのハプティックが光学部の前面上に折り畳まれた状況を断面図形式で概略的に示したものである。 図１１は、眼内移植前に、本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズのハプティックが光学部の前面上に折り畳まれた状況を断面図形式で概略的に示したものである。 図１２は、本発明の一実施例にかかる高次非球面設計を採用した眼内レンズの光学部表面と、対応する球形面との差異を概略的に示したものである。 図１３は、ＺＥＭＡＸシミュレーションにより得られた口径５ｍｍ、２０Ｄで後面設計の異なる３種類の（後面が顕著に突出した球面、後面が平坦な球面、後面が顕著に突出した非球面設計）眼内レンズについて、模型眼内における縦方向の収差曲線を概略的に示したものである。 図１４Ａは、球面、単一Ｑ値の非球面及び高次非球面の眼内レンズが中心位置にある場合の収差分布図である（瞳孔５．０ｍｍ）。 図１４Ｂは、球面、単一Ｑ値の非球面及び高次非球面の眼内レンズが１ｍｍ偏心している場合の収差分布図である（瞳孔５．０ｍｍ）。 図１４Ｃは、球面、単一Ｑ値の非球面及び高次非球面の眼内レンズが７°傾斜している場合の収差分布図である（瞳孔５．０ｍｍ）。 図１５は、球面、単一Ｑ値の非球面及び後面の曲率半径が小さな高次非球面の眼内レンズが瞳孔５ｍｍ下で中心位置にある場合に、角膜収差を有する模型眼において実測して得た変調伝達関数（ＭＴＦ）曲線である。 図１６は、球面、単一Ｑ値の非球面及び後面の曲率半径が小さな高次非球面の眼内レンズが瞳孔５ｍｍ下で１ｍｍ偏心している場合に、角膜収差を有する模型眼において実測して得たＭＴＦ曲線である。 図１７は、球面、単一Ｑ値の非球面及び後面の曲率半径が小さな高次非球面の眼内レンズが瞳孔５ｍｍ下で０．５ｍｍ偏心し、５°傾斜している場合に、角膜収差を有する模型眼において実測して得たＭＴＦ曲線である。 図１８は、複合トーリック面の形成原理を概略的に示したものである。 図１９Ａは、通常の非球面眼内レンズ及び本発明のトーリック眼内レンズをそれぞれ移植した後の角膜乱視を伴う眼についてＺＥＭＡＸシミュレーションで取得した点拡がり関数を対比する図であり、当該眼の模型は２．９Ｄの角膜乱視を有するものとする。 図１９Ｂは、通常の非球面眼内レンズ及び本発明のトーリック眼内レンズをそれぞれ移植した後の角膜乱視を伴う眼についてＺＥＭＡＸシミュレーションで取得した点拡がり関数を対比する図であり、当該眼の模型は２．９Ｄの角膜乱視を有するものとする。 図２０Ａは、通常の非球面眼内レンズ及び本発明のトーリック眼内レンズをそれぞれ移植した後の角膜乱視を伴う眼についてＺＥＭＡＸシミュレーションで取得したＭＴＦを対比する図であり、当該眼の模型は２．９Ｄの角膜乱視を有するものとする。 図２０Ｂは、通常の非球面眼内レンズ及び本発明のトーリック眼内レンズをそれぞれ移植した後の角膜乱視を伴う眼についてＺＥＭＡＸシミュレーションで取得したＭＴＦを対比する図であり、当該眼の模型は２．９Ｄの角膜乱視を有するものとする。 図２１は、本発明の他の実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズの概略斜視図であり、同図において、ハプティックは展開しており眼内レンズの光学部分の前面上に折り畳まれてはおらず、同図は特に、光学部分とハプティックの間に介する連接部の断面を含んでいる。 図２２は、図２１に示す断面における１ピース式後眼房型眼内レンズの光学部分とハプティックとの間の連接部について具体的且つ概略的に示したものである。 図２３は、トーリック型眼内レンズの眼内移植時における眼内レンズ軸方向と、角膜の最大屈折力方向との位置関係を概略的に示したものである。 図２４は、非球面と複合トーリック面とが両側に別々に位置する本発明の眼内レンズ（好ましい実施例）と、非球面と複合トーリック面が同一側に位置する従来技術の眼内レンズ（比較例）について、口径３．０ｍｍで乱視を伴う模型眼における空間周波数０〜１００ｌｐ／ｍｍ時のＭＴＦを対比する概略図である。 図２５は、本発明の眼内レンズにおける面形状設計の、模型眼内における像面箇所の波面図を概略的に示したものである（非球面と複合トーリック面とが別々に両側に位置する）。 図２６は、従来技術における非球面と複合トーリック面とが片面上で組み合わされた面形状設計の、模型眼内における波面図を概略的に示したものである。
本願の図面で同じ符号を用いるものは、同一又は類似の構成要件を示す。
以下の具体的実施例は、本発明を更に解釈・説明するためのものにすぎず、本発明は以下の具体的実施形態に特に限定されない。これら実施形態を元とした変更は、本発明の主旨原則及び範囲に適合していれば、いずれも本発明特許が包含する範囲であるとみなされる。
（Ｉ）眼内レンズの光学部における後方凸設計
移植された眼内レンズの嚢内における安定性を高め、後嚢混濁の発症率を低下させることは、本発明にかかる眼内レンズの光学部の面形状を設計するにあたって最初に考慮すべき事項である。
図３は、眼内レンズの前面上方からみた本発明の一実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズ１の概略斜視図である。図４は、眼内レンズの後面上方からみた本発明の一実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズの概略斜視図である。図３及び図４に示されるように、後眼房型眼内レンズ１は、光学部３と光学部辺縁４からなる光学部分２と、前記光学部分２と―体成形される２つの支持ハプティック５を含む。支持ハプティック５と光学部分２の光学部辺縁４は直接連なっている。いうまでもなく、当業者であれば、前記ハプティック５の数は２つより多くてもよく、６つより少ないことが好ましいことが理解できる。前記ハプティック５は、前記光学部分２の周方向において対称に光学部辺縁４に設けられるとともに、前記光学部分の前面に連なっている。いうまでもなく、当業者であれば、ハプティック５は前記光学部分２の周方向において対称に光学部辺縁４に設けられるとともに、前記光学部分の側面と一体に連なっていてもよいことを理解可能である。図３及び図４に示すように、前記光学部３の後面７は凸型であり、且つ前記光学部３の前面６も凸型である。いうまでもなく、当業者であれば、前記光学部３の後面７の面形状が球面、非球面、複合トーリック面、複数領域で屈折するよう設計された複数焦点面、及び複数領域で回折するよう設計された複数焦点面を含む面形状のいずれかであってもよく、前記光学部３の前面６が球面、非球面、複合トーリック面、複数領域で屈折するよう設計された複数焦点面、及び複数領域で回折するよう設計された複数焦点面を含む面形状のいずれかであってもよいことを理解可能である。図３及び図４において、１ピース式後眼房型眼内レンズ１のハプティック５は展開状態であって、眼内レンズの光学部分２の前面上に折り畳まれてはいない。
図５は、本発明の一実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズ１の断面図であり、同図において、ハプティック５は眼内レンズの光学部分２の前面上に折り畳まれている。同図より、後眼房型眼内レンズ１の光学部の後面７は、後眼房型眼内レンズ１の光学部の前面６に比べ顕著に突出していることがより明白である。特に、後眼房型眼内レンズ１の光学部の後面が顕著に後方凸である面形状設計の場合、本発明のＬ型ハプティック又はＣ型ハプティックは、本発明の後眼房型眼内レンズ１における顕著に後方凸である後面とともに３点安定構造を形成可能なため、後嚢における眼内レンズの位置安定に有利であるとともに、眼内レンズ移植後の二次的白内障（ＰＣＯ）の発症率を有効に低下させることができる。
図６は、嚢収縮状態における、眼内に移植された従来技術の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面７と、後嚢膜９との作用関係を示す図である。図６に示される従来技術の後眼房型眼内レンズ１の光学部面形状は、わずかに凸の面形状である（つまり、光学部の前面が凸型であり、光学部の後面がわずかに凸である）。図６に示される従来技術の後眼房型眼内レンズ１を眼内へ移植すると、従来技術の後眼房型眼内レンズ１は、支持ハプティック５と嚢１２との相互作用によって後眼房嚢内の相対位置に維持される。嚢の収縮や膨張が支持ハプティック５に作用することで、支持ハプティック５に連なる眼内レンズ１は圧迫されたり引っ張られたりし、眼軸方向Ｄ−Ｄ’において前後に変移する。従来技術の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面はわずかに凸（或いはほぼ平坦）である。よって、眼内に移植された従来技術の後眼房型眼内レンズ１が後眼房内で圧迫されたり引っ張られたりした場合、従来技術の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面と後嚢膜９の間には多少の隙間１０が存在することから、嚢収縮時において収縮力Ｐの作用により従来技術の後眼房型眼内レンズが変移可能な空間範囲Ｓは比較的大きくなる。このことから、従来技術の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面７と後嚢膜９との密着が不安定となるため、白内障手術後に残留した水晶体の上皮細胞が増殖し、光学部の後面と後嚢膜９との隙間１０を経由して技術の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢の間へ変移しやすくなり、結果として、術後に後嚢混濁（ＰＣＯ）現象が生じやすくなってしまう。
図７は、嚢収縮状態における、眼内に移植された本発明の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面７と、後嚢膜９との作用関係を示す図である。図６に示した従来技術の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面の突出度と比較して、図７に示される本発明の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面の突出はより顕著である。図７に示される本発明の後眼房型眼内レンズ１を眼内へ移植すると、従来技術の後眼房型眼内レンズ１は、支持ハプティック５と嚢との相互作用によって後眼房嚢内の相対位置に維持される。嚢の収縮や膨張が支持ハプティック５に作用することで、支持ハプティック５に連なる眼内レンズ１は圧迫されたり引っ張られたりし、眼軸方向Ｄ−Ｄ’において前後に変移する。一般的な従来技術の眼内レンズと比較して、図７に示される顕著に後方凸の面形状である本発明の眼内レンズにおける光学部の後面は後嚢との隙間が小さく、嚢収縮時において収縮力Ｐの作用により眼内レンズが変移可能な空間範囲Ｓが相対的に小さくなることから、嚢内における水晶体の位置安定性が向上する。具体的には、図７に示す本発明の眼内レンズ１における光学部の後面の突出は相対的に顕著であるため、眼内に移植された本発明の後眼房型眼内レンズ１が後眼房内で圧迫されたり引っ張られたりした場合、本発明の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面と後嚢膜９との隙間１０は最小限まで縮小される。よって、本発明の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面と後嚢膜９はより良好に密着することになる。従って、従来技術の後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面７と後嚢膜９との密着がより安定するため、白内障手術後に残留した水晶体の上皮細胞が増殖するとともに光学部の後面と後嚢膜９との隙間１０を経由して技術の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢の間へ変移することを阻止可能となる。以上より、眼内レンズの光学部の後面を顕著に突出させれば、後嚢と光学部との隙間が縮小され、上皮細胞が眼内レンズの後面と後嚢の間へ変移する機会が減るため、結果として眼内レンズ移植後のＰＣＯ発症率が低下することが顕著である。
図８は、図６の円Ｇ内に示される従来技術の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢膜との相互作用を詳細に示したものである。図９は、図７の円Ｈ内に示される本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢膜との相互作用を詳細に示したものである。従来技術における眼内レンズの光学部辺縁４が採用する角型縁設計でＰＣＯの生長を阻止するには、眼内レンズ辺縁における角型縁が後嚢膜９に圧着可能であることが前提条件となり、これによって初めて水晶体の上皮細胞の流動が阻止される。図８と図９を比較すると、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面は、従来技術の後眼房型眼内レンズよりも後嚢膜に密着しており、本発明の後眼房型眼内レンズが後嚢内にいっそう安定的に位置決めされていることがわかる。即ち、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面が顕著に突出した面形状設計によれば、眼内レンズの光学部辺縁における角型縁効果の利点がより良好に発揮される。
眼内レンズの移植時には、眼内レンズをインジェクターに装填して手術を行う必要があり、通常はハプティックの折り畳み操作を伴う。図１０は、眼内移植前に、従来技術の１ピース式後眼房型眼内レンズのハプティックが光学部の前面上に折り畳まれた状況を断面図形式で概略的に示したものである。図１１は、眼内移植前に、本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズのハプティックが光学部の前面上に折り畳まれた状況を断面図形式で概略的に示したものである。１ピース式眼内レンズは、眼内レンズを前進させるにあたって移植器の先端がハプティック５を傷つけることのないよう、通常は移植前に支持ハプティックを眼内レンズの光学部分の前面６上に折り畳む必要がある。図１０と図１１を比較すると、眼内レンズの光学部分前面が突出しすぎている場合、ハプティック折り畳み時にハプティックが眼内レンズの光学部分前面に密着するため、折り畳み隙間１３が小さくなることがわかる。そして、眼内レンズをインジェクターから押し出す際に、ハプティック５が展開しにくくなる。これに対し、本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面７が顕著に突出した面形状設計によれば、光学部分の前面６が比較的平坦であるため、折り畳まれたハプティックと光学部分の前面６との接触面積及び作用力が低減され、折り畳み隙間１３が大きくなる。従って、本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズ１における光学部の後面７が顕著に突出した面形状設計によれば、本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズ１を眼内に移植した後に、本発明の１ピース式後眼房型眼内レンズ１の光学部分の前面６上に折り畳まれたハプティックが容易に展開するため、支持ハプティックと眼内レンズの光学部が粘着して自動展開がスムーズに行われないとのリスクが低減される。
図２１は、本発明の他の実施例にかかる１ピース式後眼房型眼内レンズの概略斜視図であり、同図において、ハプティックは展開しており眼内レンズの光学部分の前面上に折り畳まれてはいない。同図は特に、光学部分とハプティックの間に介する連接部の断面を含んでいる。 図２２は、図２１に示す断面における１ピース式後眼房型眼内レンズの光学部分とハプティックとの間の連接部について具体的且つ概略的に示したものである。図２１及び図２２に示されるように、本発明の他の実施例にかかる後眼房型眼内レンズ１は、光学部３と光学部辺縁４からなる光学部分２、前記光学部分２と―体成形される２つの支持ハプティック５、及び、光学部分２と支持ハプティック５の間の連接部１５を含む。支持ハプティック５と光学部分２の光学部辺縁４は、前記連接部１５を介して連なっている。前記連接部１５は略円錐又はシリンドリカル形状であり、且つ、眼内レンズの作製過程において機械加工される。選択的に、前記光学部辺縁４は、例えば角型縁構造等の尖った折り曲げ部１４を更に含んでもよい。連接部１５の一端は光学部分２の光学部辺縁４に直接連なっており、連接部１５の他端は支持ハプティック５のハプティック基部１６に直接連なっている。ハプティック基部１６は、支持ハプティック５における自由端と対向する一端に位置するとともに、略直線状に延伸している。ハプティック基部１６の縦方向の中心線１６’−１６’は、後眼房型眼内レンズ１の光学部分２における縦方向の中心線８’−８’に対し傾斜しており、０°〜７°の範囲のハプティック形成角αをなしている。連接部１５の縦方向の中心線１５’−１５’も、後眼房型眼内レンズ１の光学部分２における縦方向の中心線８’−８’に対して傾斜しており、１０°〜４５°の範囲の連接部傾斜角βをなしている。連接部傾斜角βはハプティック形成角αよりも大きい。尖った折り曲げ部１４は、後嚢膜９上で機械的なバリアを形成し、上皮細胞の変位及び流動を遮断するのに寄与するとともに、光学部分とハプティックの接続強度を強める作用を奏する。また、支持ハプティック５に連なる眼内レンズ１が嚢の収縮及び膨張作用を受けて圧迫又は引っ張られた場合、ハプティック形成角α（ハプティックの設計角度）が存在することから、ハプティック５が受ける径方向の力は、眼軸線方向において光学面を後嚢に向けて運動させる分力と、眼軸線に垂直な方向において光学部の面形状を変化させる分力とに分解される。これにより、光学部の後面７と後嚢９を常に密着させるのに有利となり、このような密着式の構造設計はＰＣＯの発生機会を大幅に減少させることができる。ハプティック形成角α、連接部１５及び（選択的な）尖った折り曲げ部１４を含むことを特徴とする構造は、本発明の後眼房型眼内レンズ１における後方凸が顕著な光学部の後面７と組み合わせることで、後方凸が顕著な光学部の後面７を後嚢膜９により密着させるのに有利となる。これにより、本発明の後眼房型眼内レンズ１は後嚢９内においていっそう安定的に位置決めされ、結果としてより良好にＰＣＯの生長が阻止される。いうまでもなく、当業者であれば、前記ハプティック５の数は２つより多くてもよく、６つより少ないことが好ましいことを理解可能である。前記ハプティック５は、前記光学部分２の周方向において対称に光学部辺縁４に設けられるとともに、前記光学部分の前面に連なっている。いうまでもなく、当業者であれば、ハプティック５は前記光学部分２の周方向において対称に光学部辺縁４に設けられるとともに、前記光学部分の側面と一体に連なっていてもよいことを理解可能である。
また、当業者であれば更に、本発明における光学部の後面が顕著に突出した後眼房型眼内レンズは、上述の実施例のような１ピース式眼内レンズであってもよいし、３ピース式眼内レンズであってもよいことを認識可能である。３ピース式眼内レンズについて、光学部の面形状設計の特徴は上記実施例で述べた１ピース式眼内レンズの場合と類似しているため、ここでは詳述しない。従来技術の後眼房型眼内レンズと比較して、本発明の３ピース式後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面は顕著に突出していることから、移植後に後嚢と光学部との隙間が同様に縮小され、上皮細胞が３ピース式眼内レンズの後面と後嚢の間へ変移する機会を減らすことができるので、結果として３ピース式眼内レンズ移植後のＰＣＯ発症率が低下する。また、本発明における光学部の後面が顕著に突出した３ピース式後眼房型眼内レンズの光学部の後面は、同様に後嚢膜に対していっそう密着可能となるため、後嚢内においてより安定的に位置決めがなされ、眼内レンズの光学部辺縁における角型縁効果の利点がより良好に発揮される。
（II）眼内レンズの光学部における面形状設計
表２に、異なる材料で作製された本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の面形状設計の実施例を列挙する。
本発明の後眼房型眼内レンズの光学部表面がいずれも球面形状を備える場合は、眼内レンズにおける前後の光学部表面の曲率半径で本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部表面の面形状を直接表すことができる。
本発明の後眼房型眼内レンズの光学部表面が、更に高次非球面設計及び／或いは複合トーリック面設計を採用している場合、これは、表２に列挙される異なる材料で作製された本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の基礎球面に、高次非球面設計及び／或いは複合トーリック面設計を追加したものにあたる。この場合は、表２に列挙する前面の曲率半径、後面の曲率半径が、それぞれ当該後眼房型眼内レンズの光学部前面における基礎球面の曲率半径、及び当該後眼房型眼内レンズの光学部後面における基礎球面の曲率半径となる。非球面設計は基礎球面の結像品質を更に改善するためになされ、複合トーリック面設計（Ｔｏｒｉｃ）は付加的に乱視を矯正し、乱視患者の視覚の質を改善するためになされる。
記載の便宜上及び統一性を考慮して、以下では、表２のデータを解釈及び説明するにあたり、上述の２種類の場合における本発明の後眼房型眼内レンズにおける球面を、いずれも「基礎球面」と称する。
本発明の後眼房型眼内レンズに用いられる以下の材料の実施例は、いずれも屈折率が１．４５〜１．５６の間である。当業者にとっては、必要に応じて常用の調製方法を用い、生成される材料の屈折率を１．４５〜１．５６の間の任意の値にするとの要求を満たすことは公知である。また、本発明の後眼房型眼内レンズの光学部の中心厚は０．３ｍｍ〜１．２ｍｍの範囲内であり、且つ、光学部辺縁の厚みは０．３ｍｍ〜０．６ｍｍの範囲内である。「光学部の中心厚」とは、本発明の後眼房型眼内レンズの光学部中心における最も厚い箇所の厚みをいう。また、「光学部辺縁の厚み」とは、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部から光学部辺縁への移行位置で測定した厚みをいう。当業者にとっては、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の中心厚寸法と、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部辺縁の厚み寸法とが、選択する材料及び所望の屈折度数によって決まることは公知である。表２に列挙される光学部表面の面形状設計を備えた本発明のこれら眼内レンズは、いずれも５．０Ｄ〜３６．０Ｄの屈折度数を達成可能である。現在、臨床で最も使用されているのは、屈折度数が２０Ｄ程度の眼内レンズである。
表２ 本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の面形状設計の実施例
表２より、本発明の後眼房型眼内レンズの光学部後面における基礎球面の曲率半径は約６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内であり、本発明の後眼房型眼内レンズの光学部前面における基礎球面の曲率半径は約７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内であることがわかる。
実施例１では、本発明の他の好ましい実施例において、後眼房型眼内レンズは屈折率１．４６のシリコーン又はヒドロゲルから形成されている。例えば、当該材料は、米国エイエムオー（ＡＭＯ）社のシリコーン眼内レンズＳＩ４０ＮＢやボシュロン（Ｂａｕｓｃｈ ａｎｄ Ｌｏｍｂ）社のヒドロゲル眼内レンズＡｋｒｅｏｓの作製に用いられていた。表２より、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は６．６ｍｍ〜４８．０ｍｍの範囲内であり、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径は７．１ｍｍ〜４８．６ｍｍの範囲内であることがわかる。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の後面の曲率半径は７．５ｍｍ〜１０．０ｍｍの範囲内であることが好ましい。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約８．０ｍｍである。
実施例２において、後眼房型眼内レンズは屈折率１．４７の疎水性アクリル酸エステルから形成されている。例えば、当該材料は米国エイエムオー社（ＡＭＯ）のＡＲ４０ｅ型眼内レンズの作製に用いられていた。表２より、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜５２．０ｍｍの範囲内であり、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径は７．８ｍｍ〜５９．０ｍｍの範囲内であることがわかる。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜１１．０ｍｍの範囲内であることが好ましい。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約８．５ｍｍである。
実施例３において、後眼房型眼内レンズは疎水性アクリル酸エステルから形成されており、且つ、当該材料は愛博諾徳（北京）医療科技有限公司製である。表２より、当該後眼房型眼内レンズ材料の屈折率は１．４８であることがわかる。当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は７．５ｍｍ〜５５．０ｍｍの範囲内であり、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の後面の曲率半径は８．１ｍｍ〜１９．５ｍｍの範囲内であることが好ましい。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約１１．１ｍｍである。
実施例４において、後眼房型眼内レンズはポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）から形成されており、且つ、当該材料は初期の眼内レンズに常用されていた作製材料である。表２より、当該後眼房型眼内レンズ材料の屈折率は１．４９であることがわかる。当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は６．８ｍｍ〜５９．５ｍｍの範囲内であり、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径は１０．９ｍｍ〜６０．０ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜１３．１ｍｍの範囲内であることが好ましい。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約９．０ｍｍである。
実施例５において、後眼房型眼内レンズは屈折率１．５１の疎水性アクリル酸エステルから形成されている。例えば、当該材料は日本ＨＯＹＡ株式会社がＡＦ−１型眼内レンズの作製に用いていた。表２より、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜６６．０ｍｍの範囲内であり、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径は１４．４ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内であることがわかる。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の後面の曲率半径は７．２ｍｍ〜１５．３ｍｍの範囲内であることが好ましい。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約９．９ｍｍである。
実施例６において、後眼房型眼内レンズは疎水性アクリル酸エステルから形成されており、且つ、当該材料は愛博諾徳（北京）医療科技有限公司製である。表２より、当該後眼房型眼内レンズ材料の屈折率は１．５２である。当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜７０．０ｍｍの範囲内であり、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径は１７．０ｍｍ〜７３．０ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の後面の曲率半径は７．６ｍｍ〜１６．５ｍｍの範囲内であることが好ましい。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約１０．６ｍｍである。
実施例７において、後眼房型眼内レンズは屈折率１．５５の疎水性アクリル酸エステルから形成されている。例えば、当該材料は米国アルコン社（ＡＬＣＯＮ）が眼内レンズＡｃｒｙｓｏｆシリーズの作製に用いていた。表２より、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は７．０ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内であり、当該後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の曲率半径は３０．８ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内であることがわかる。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の後面の曲率半径は９．０ｍｍ〜２０．３ｍｍの範囲内であることが好ましい。より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は約１２．７ｍｍである。
また、表２より、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径より小さいことがわかる。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面の曲率半径の１７．８％〜６０．０％であり、より好ましくは、前記光学部の後面の曲率半径は前記光学部の前面の曲率半径の２０．０％〜４５．６％である。
いうまでもなく、当業者であれば表２を一読することで、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面の曲率半径が、前記光学部の前面の曲率半径とほぼ等しくてもよいことを認識可能である。
（II．１）眼内レンズの光学部における高次非球面設計
従来技術の眼内レンズ製品が備える高次収差（球面収差及びコマ収差を含む）を除去又は低減させて結像品質を高めるために、本発明の一実施形態における後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面又は光学部の前面は高次非球面設計を採用しており、一般的な単一Ｑ値の非球面設計は用いていない（単一Ｑ値の非球面設計は球面収差の補償しかできない）。
本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける光学部の非球面は、非球面に発生する付加的な球面収差と基礎球面に発生する球面収差を正負で相殺し、非球面に発生する付加的なコマ収差と基礎球面に発生するコマ収差を正負で相殺することを補償の原則としている。
本願の高次非球面設計では、多元高次方程式の係数を設計時の各種変数として用いており、形成される非球面の面形状は、その基礎球面の面形状よりも複雑となる。高次非球面設計は球面収差を矯正可能なだけでなく、その他の高次収差を矯正することも可能であり、移植位置に対する水晶体の感度が低減される。
本発明における眼内レンズの光学部の面形状についてより正確に述べるために、図１２では、本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部表面の頂点を原点として、２次元座標系を構成している。前記座標系の縦軸Ｙは前記光学部表面に接しており、且つ前記光学部表面の頂点Ｏを通過している。前記座標系の横軸Ｚは、図５に示す眼軸方向Ｄ−Ｄ’と平行であり、縦軸Ｙと９０度の角度をなすとともに、前記光学部表面の頂点Ｏを通過している。本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部表面上の各点は、前記光学部表面の頂点Ｏを通過する、図５に示す眼軸方向Ｄ−Ｄ’と平行な横軸Ｚに対して回転対称の関係にある。従って、本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部表面の、上記縦軸Ｙと横軸Ｚからなる平面上の座標関係を特定し、回転対称変換を行いさえすれば、本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部表面の面形状を復元可能である。前記縦軸Ｙと横軸Ｚからなる平面上において、本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける高次非球面設計を採用した光学部表面の各点は（Ｚ，ｙ）で表される。図１２に示すように、Ｚａｓｐｈは２次元座標系の平面ＹＺ上における非球面面形状曲線の任意の一点のＺ値であり、Ｚｓｐｈは２次元座標系の平面ＹＺ上における球面面形状の任意の一点のＺ値である。
図１０と組み合わせて、上述の２次元座標系の平面ＹＺ上における本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの光学部表面の非球面曲線は、以下の高次非球面設計式を満たす。
Ｚ（ｙ）は、ＹＺ平面における眼内レンズの光学部の非球面曲線を表す式であり、ｃは光学部における基礎球面表面の曲率半径の逆数であり、ｙは横軸Ｚから前記曲線上の任意の一点までの垂直距離であり、Ａ２ｉは非球面の高次項係数であり、ｍ，ｎは１以上の整数でｎ≧ｍであり、これらの項が非球面の面形状と基礎球面の面形状の差を反映する。上記の式より、高次非球面とは基礎球面項
に偏移量を重畳したものとみなされ、非球面の高次項係数
が重畳項にあたる。
前記凸型非球面の面形状における各点は、前記曲線が横軸Ｚまわりに回転対称変化することで得られる。
表３には、本発明の複数の好ましい実施形態にかかる、眼内レンズの光学部後面における表２に列挙した各種基礎球面に対して高次非球面設計を追加した場合の、式（４）の重畳項における各パラメーターＡ２ｉを列挙している（ｍ＝２且つｎ＝５）。表２の高次項係数はＺＥＭＡＸシミュレーションで取得し、シミュレーションに用いる模型眼はＬｉｏｕ模型とし、所望の水晶体が偏心０．５ｍｍ、傾斜５°の場合に良好な結像品質を持つよう合理化した。
当業者であれば、異なる模型眼を使用した場合、得られる式（４）における重畳項の各高次項係数も異なることを理解可能である。
表３ 眼内レンズの光学部後面における各種基礎球面に対して高次非球面設計を追加した場合の、本発明の非球面の面形状を表す式における重畳項のパラメーター（ｍ＝２且つｎ＝５）
また、当業者であれば、非球面設計を眼内レンズの光学部前面における基礎球面に追加した場合、その高次非球面の係数が表２に列挙した対応する高次非球面の係数とは正負が逆の関係となることを認識可能である。当業者であれば更に、非球面設計を眼内レンズにおける光学部の前面と後面のいずれか一方の基礎球面に追加したとしても、結像品質に影響しないことを認識可能である。
球面設計を採用した従来技術の眼内レンズ及び単一Ｑ値の非球面設計を採用した従来技術の眼内レンズと比較して、本発明の好ましい実施形態における光学部は、非球面設計の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズを採用しているため、図１３〜図１７に示すように、眼内レンズの結像品質がいっそう改善される。
図１１は、口径５ｍｍ、２０Ｄで後面設計の異なる３種類の（後面が顕著に突出した球面、後面が平坦な球面、後面が顕著に突出した非球面設計）眼内レンズについて、模型眼内における縦方向の収差曲線を示したものである。横座標は各口径位置（口径寸法のパーセンテージで表す）を示し、縦座標は縦方向の収差の大きさを示す。中心位置に置かれた眼内レンズの場合、縦方向の収差は主として球面収差である。後面の曲率半径が大きい球面眼内レンズの後面は比較的平坦であり、球面収差を最小化するための設計原則に適合している（眼内レンズの両面の面形状を全体的に湾曲させることで球面収差の最小化を実現している）ため、球面収差が小さい（図中の点線）。後面が小曲率半径で設計されている球面眼内レンズは後面が顕著に突出しており、後面が平坦な球面眼内レンズよりも球面収差が顕著に大きい（細線）。眼内レンズの片面に非球面設計を採用すると、面形状に起因する球面収差が有効に補償され、球面収差が顕著に低減する（図中の太線）。
図１４Ａ、図１４Ｂ、図１４Ｃは、球面、単一Ｑ値の非球面及び高次非球面の眼内レンズについて、中心位置、偏心及び傾斜それぞれの場合の水晶体の高次収差分布を示している（瞳孔５．０ｍｍ）。上述の眼内レンズが嚢内で中心位置にある場合、球面眼内レンズの球面収差は大きく、単一Ｑ値の非球面は球面収差を矯正可能であり、他の高次収差は存在しない（又は高次収差が大変小さい）。また、高次非球面も球面収差を矯正可能であるが、単一Ｑ値の非球面に比べてやや大きな球面収差が残る。上述の眼内レンズが嚢内において偏心及び傾斜状態にある場合、球面と非球面はいずれも球面収差とコマ収差を有するが、単一Ｑ値の非球面に発生するコマ収差が最大となる。高次非球面は発生するコマ収差が単一Ｑ値に比べて小さく、全体として高次収差が球面及び単一Ｑ値の非球面よりも小さい。
本技術分野では、高次収差が大きな系統か小さな系統かに拘らず、ＭＴＦグラフの使用が有効且つ客観的で全面的な像質評価方法となる。実用的な意味からいうと、ＭＴＦ値は光学画像のコントラストとシャープネスを表すものであり、ｌｐ／ｍｍを単位とする１ｍｍ範囲内で表現可能なライン数について量られる。
図１５は、球面、単一Ｑ値の非球面及び後面の曲率半径が小さな高次非球面の眼内レンズが瞳孔５ｍｍ下で嚢内の中心位置にある場合に、角膜収差を有する模型眼において実測して得たＭＴＦ曲線を示す。図より、中心位置にある球面眼内レンズは球面収差が大きく、ＭＴＦ曲線が低いのに対し、単一Ｑ値の非球面と本発明の設計は、いずれも良好に球面収差を矯正可能であることがわかる。
図１６は、球面、単一Ｑ値の非球面及び後面の曲率半径が小さな高次非球面の眼内レンズが、瞳孔５ｍｍ下で嚢内において１ｍｍ偏心している場合に、角膜収差を有する模型眼において実測して得たＭＴＦ曲線を示す。図より、嚢内で１ｍｍ偏心している場合、本発明の眼内レンズは中低周波数領域、特に５０ｌｐ／ｍｍ以下において、他の眼内レンズに比べて顕著な優位性を有することがわかる（５０ｌｐ／ｍｍで視力０．５となる）。ただし、高周波数については他の眼内レンズとの差は大きくない。それでも、本発明の眼内レンズは全体として他の眼内レンズに比べてかなりの優位性を有している。
図１７は、球面、単一Ｑ値の非球面及び後面の曲率半径が小さな高次非球面の眼内レンズが、瞳孔５ｍｍ下で嚢内において０．５ｍｍ偏心し、５°傾斜している場合に、角膜収差を有する模型眼において実測して得たＭＴＦ曲線を示す。図より、偏心及び傾斜している場合、本発明の眼内レンズの優位性はより顕著となり、１００ｌｐ／ｍｍの全周波数領域において優れた光学性能を有することがわかる。
以上の図面より、本発明の好ましい実施形態にかかる光学部は、非球面設計の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズを採用することで、眼内レンズの後面における曲率半径が前面より小さいことに起因して水晶体に残留する球面収差が、通常の面形状設計（前方凸後方平型）に残留する球面収差よりも大きくなるとの課題を解決している。また、通常の非球面（単一Ｑ値の非球面）の眼内レンズが移植の不正確さ（手術中に発生する偏心や傾斜）に対し過敏であるとの課題を解決している。
以上、本発明は眼内レンズの光学部設計分野に属する。後面の曲率半径が小さな眼内レンズ設計に対して、本発明では高次非球面設計を採用することで、水晶体の球面収差、及び大口径、不正確といった状況における他の高次収差を矯正して、眼内レンズの結像品質を高めている。
（II．２）眼内レンズの光学部における複合トーリック面設計
乱視を伴う白内障患者の水晶体を摘出した後、屈折力を矯正するとともに角膜乱視を矯正することで更に視覚の質を高めるために、本発明の後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面又は光学部の後面に、複合トーリック面設計を採用してもよい。
乱視眼における乱視性質、度数及び軸は、角膜乱視と水晶体乱視の双方によって決定される。白内障患者の場合、水晶体の摘出後に角膜の面形状が損なわれることが乱視の主な原因である。乱視とは一種のベクトルであって、大きさと角度の双方で表される。簡単にいうと、乱視を伴う角膜は球面レンズとシリンドリカルレンズの屈折力の和と理解でき、水平方向と垂直方向の屈折度数が異なる複合トーリック面であるとも理解される。
角膜乱視の形成は、角膜がトーリック面となることが原因と考えられる。眼内レンズが角膜乱視を矯正する方式としては、眼内レンズをトーリック面として設計し、最大屈折力の軸を角膜の最小屈折力の軸に重ね合わせる。
単乱視の矯正（屈折度数を含まない）にはシリンドリカルレンズを使用し、シリンドリカルレンズの屈折力を角膜乱視の大きさと等しくする一方、方向を逆にすればよい。白内障における水晶体移植手術では、水晶体の屈折度数と乱視の矯正を組み合わせることで、屈折の目的を達成するとともに、角膜乱視を矯正可能とする必要がある。
そこで、トーリック眼内レンズの設計においては、基本的な屈折力設計を行うこと、即ち、眼における屈折要求を満たすことを第１の要点とするとともに、基本的な屈折力設計をベースに、トーリック面形状を用いて任意の一方向にシリンドリカルレンズ度数を付与し、これを角膜に付与されているシリンドリカルレンズ度数と大きさを等しくする一方で、方向は逆とすることを第２の要点とする。
本発明のトーリック眼内レンズの設計には、以下のような手順が含まれる。即ち、トーリック眼内レンズの基本面形状を設計し、眼における総体的な屈折力矯正要求を満たす。本発明の場合、眼内レンズが眼内において達成すべき屈折範囲は５．０Ｄ〜３６．０Ｄである。続いて、乱視を伴う角膜、模型眼を構築する。最後に、トーリック眼内レンズの基本面形状にシリンドリカルレンズ度数を付与し、角膜乱視を矯正する。本発明の場合、光学部の前面又は光学部の後面に複合トーリック面形状を用いることでシリンドリカルレンズ度数を付与可能である。
トーリック型眼内レンズのトーリック面は軸方向マーク（眼内レンズにおける最小屈折力方向を示す）を備え、手術では、トーリック型眼内レンズの軸方向マークを角膜乱視の最大屈折力方向に重ね合わせる必要がある。研究によれば、トーリック型眼内レンズの軸方向が角膜の軸方向位置に対し５°を超えて回転した場合、トーリック型眼内レンズは乱視矯正作用を喪失してしまう。移植する眼内レンズの光学性能を更に高めるとともに、移植過程において眼内レンズの軸方向位置を医者が把握しやすいよう計らうことは、本発明の乱視矯正型眼内レンズの光学部面形状を設計するにあたって考慮すべき事項となる。このことから、当業者にとって、トーリック面及びその軸方向マークの理想的な位置は、眼内レンズの前面（前眼房方向）とすべきである。
乱視を伴う白内障患者の大部分は、乱視のシリンドリカルレンズ度数が０．５Ｄ〜２．５Ｄの間に集中している（ＡＬＣＯＮ Ｔｏｒｉｃ ＩＯＬ製品カタログより）。よって、本発明のトーリック眼内レンズの設計においては、シリンドリカルレンズ度数０．５Ｄ〜２．５Ｄを主として矯正するよう考慮した。
図１８と組み合わせて、本発明の他の実施形態にかかる後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面は、光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む。前記光学部の前面は凸型複合トーリック面であり、前記凸型複合トーリック面は、曲率半径７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内である基礎球面と、前記基礎球面に対する偏移量とを重畳してなり、且つ、前記光学部の後面の曲率半径は６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内である。前記後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面の頂点Ｏを原点として２次元座標系を構築すると、前記座標系の縦軸Ｙは前記光学部の前面に接するとともに、前記光学部の前面の頂点Ｏを通過する。前記座標系の横軸Ｚは眼軸方向Ｄ−Ｄ’と平行であり、縦軸Ｙと９０度の角度をなすとともに、前記光学部の前面の頂点Ｏを通過している。前記２次元座標系の平面ＹＺにおける前記凸型複合トーリック面の曲線は、以下の式を満たす。
Ｚ（ｙ）は、ＹＺ平面における眼内レンズの光学部の前記凸型複合トーリック面曲線を表す式であり、ｃは光学部の前面における基礎球面表面の曲率半径の逆数であり、ｙは横軸Ｚから前記曲線上の任意の一点までの垂直距離であり、Ａ２ｉは非球面の高次項係数であり、ｍ，ｎは１以上の整数でｎ≧ｍである。前記凸型複合トーリック面の面形状における各点は、前記曲線が縦軸Ｙに平行な直線ｄ−ｄ’まわりに一定の前面回転半径Ｒで一周することで得られる。
この種の複合トーリック面は、水平方向と垂直方向の屈折力の大きさが異なっており、垂直方向の屈折力は回転曲線の曲率半径により決定され、水平方向の屈折力は曲線が囲繞する前面の回転半径により決定され、水平方向と垂直方向間の屈折力は曲線の回転により形成される面形状で決定される、ことを特徴とする。このような複合トーリック面の面形状における屈折力分布の効果は、基礎球面とシリンドリカル面を組み合わせたものに等しい。
表４に、本発明の他の実施形態におけるトーリック眼内レンズに付与されるシリンドリカルレンズ度数と、矯正可能な角膜のシリンドリカルレンズ度数との対応関係を列挙する。
表５に、異なる材料、異なる度数の後方凸型トーリック眼内レンズにおける各シリンドリカルレンズ度数に対応する前面基準ＹＺ曲線の曲率半径ｒと、前面の回転半径Ｒ、及び後面の曲率半径を示す。
表５の実施例データより、以下が明らかである。
屈折率が１．４６のシリコーン或いはヒドロゲルからなる本発明の光学部の前面に対して複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの場合、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は７．１ｍｍ〜４８．６ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５ｍｍ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は５．５２ｍｍ〜４０．６４ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は９．２ｍｍ〜４４．５ｍｍの範囲内であることが好ましく、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は７．０９ｍｍ〜３２．７５ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は約１２．０ｍｍであって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．２５Ｄの場合、前面の回転半径は約９．８５ｍｍである。
屈折率が１．４７の疎水性アクリル酸エステルからなる本発明の光学部の前面に対して複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの場合、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は７．８ｍｍ〜５９．０ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５ｍｍ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は６．０４ｍｍ〜４８．３５ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は１１．０ｍｍ〜４５．５ｍｍの範囲内であることが好ましく、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は８．２８ｍｍ〜３３．９７ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は約１７．０ｍｍであって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．２５Ｄの場合、前面の回転半径は約１３．２２ｍｍである。
屈折率が１．４８の疎水性アクリル酸エステルからなる本発明の光学部の前面に対して複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの場合、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５Ｄ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は６．２３ｍｍ〜５８．６３ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は１０．６９ｍｍ〜５５．７４ｍｍの範囲内であることが好ましく、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は８．２ｍｍ〜３９．９５ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は約１４．７１ｍｍであって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．２５Ｄの場合、前面の回転半径は約１１．９１ｍｍである。
屈折率が１．４９のポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）からなる本発明の光学部の前面に対して複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの場合、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は１０．９ｍｍ〜６０．０ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５Ｄ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は８．０５ｍｍ〜５９．５０ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は１７．２ｍｍ〜４４．５ｍｍの範囲内であることが好ましく、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は１１．８９ｍｍ〜３４．６４ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は約２９．５ｍｍであって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．２５Ｄの場合、前面の回転半径は約２０．６１ｍｍである。
屈折率が１．５１の疎水性アクリル酸エステルからなる本発明の光学部の前面に対して複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの場合、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は１４．４ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５Ｄ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は１０．１９ｍｍ〜６１．０２ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は２７．５ｍｍ〜５５．５ｍｍの範囲内であることが好ましく、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は１６．８５ｍｍ〜４２．０８ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は約５３．５ｍｍであって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．２５Ｄの場合、前面の回転半径は約３１．６２ｍｍである。
屈折率が１．５２の疎水性アクリル酸エステルからなる本発明の光学部の前面に対して複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの場合、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は１７．０ｍｍ〜７３．０ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５Ｄ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は１１．６３ｍｍ〜６０．９２ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は３７．０ｍｍ〜４４．５ｍｍの範囲内であることが好ましく、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は２０．５１ｍｍ〜４２．６４ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は約５５．５ｍｍであって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．２５Ｄの場合、前面の回転半径は約３３．０６ｍｍである。
屈折率が１．５５の疎水性アクリル酸エステルからなる本発明の光学部の前面に対して複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著な後眼房型眼内レンズの場合、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は３０．８ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内であって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が０．５ｍｍ〜５．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は１７．９１ｍｍ〜７０．２２ｍｍの範囲内である。本発明における上述の有益な効果をより良好に実現するとの観点から、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は４４．５ｍｍ〜５５．５ｍｍの範囲内であることが好ましく、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が１．０Ｄ〜４．０Ｄの範囲内である場合、前面の回転半径は３０．４１ｍｍ〜４４．０７ｍｍの範囲内である。より好ましくは、前記光学部の前面のＹＺ平面上における基本曲線の曲率半径は約５５．５ｍｍであって、複合トーリック面に付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．２５Ｄの場合、前面の回転半径は約３５．０５ｍｍである。
いうまでもなく、当業者であれば、本発明における上述のトーリック眼内レンズは、光学部の後面に球面設計を用いてもよいし、基礎球面上に高次非球面など他の設計を付与してもよいことを理解可能である。
従来技術における通常の非球面眼内レンズと比較して、本発明におけるトーリック眼内レンズにおける光学部の前面には複合トーリック面設計が用いられていることから、図１９Ａ、図１９Ｂ、図２０Ａ及び図２０Ｂに示されるように、乱視を伴う白内障患者の視覚の質を更に改善可能である。
図１９Ａと図１９Ｂはそれぞれ、通常の非球面眼内レンズ及び本発明のトーリック眼内レンズをそれぞれ移植した後の角膜乱視を伴う眼についてＺＥＭＡＸシミュレーションで取得した点拡がり関数を対比する図であり、当該眼の模型は２．９Ｄの角膜乱視を有するものとする。図１９Ａと図１９Ｂの対比より、通常の非球面眼内レンズが移植された眼には乱視が存在して点拡がり関数が直線状となり、一方向（縦方向）における結像状態は良好であるが、他の方向（横方向）における高次収差は極めて大きいことがわかる。一方、トーリック眼内レンズを移植すると、点拡がり関数は点状となり、一部の乱視は残るものの、大幅な矯正がなされていることがわかる（なお、両図は寸法が異なる）。
図２０Ａと図２０Ｂはそれぞれ、通常の非球面眼内レンズ及び本発明のトーリック眼内レンズをそれぞれ移植した後の角膜乱視を伴う眼についてＺＥＭＡＸシミュレーションで取得したＭＴＦを対比する図であり、当該眼の模型は２．９Ｄの角膜乱視を有するものとする。図２０Ａと図２０Ｂの対比より、通常の非球面眼内レンズを移植した場合、ＭＴＦは一方向では回折限界に達し、結像が良好となるが、他の方向ではＭＴＦが極めて低くなることがわかる。一方、本発明のトーリック眼内レンズを移植すると、ＭＴＦは両方向ともに回折限界に近いレベルに達することがわかる。
よって、以上の図面から、本発明の好ましい実施形態における光学部の前面に複合トーリック面設計を採用した後方凸が顕著なトーリック眼内レンズは、屈折力とともに角膜乱視も矯正することで、乱視を伴う白内障患者の視覚の質を改善していることが顕著である。
また、別の複合トーリック面設計では、従来技術の眼内レンズ製品が備える高次収差（球面収差及びコマ収差を含む）を除去又は低減させて結像品質を高めるために、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の前面に対し複合トーリック面設計を採用するとともに、本発明の後眼房型眼内レンズにおける光学部の後面に高次非球面設計を採用している。
表６に、上記別の複合トーリック面設計を採用した本発明の後眼房型眼内レンズの好ましい実施例と、比較例としての従来技術との面形状設計のパラメーターを列挙する。当該後眼房型眼内レンズの好ましい実施例及び比較例としての従来技術は、いずれも疎水性アクリル酸エステルから作製されており、且つ、当該材料は愛博諾徳（北京）医療科技有限公司製である。当該後眼房型眼内レンズ材料の屈折率は１．４８（２０度）である。当該材料の屈折率は適切であり、グレア、ゴースト象の発生率を有効に低下させることができる。本発明における以下の好ましい実施例の後眼房型眼内レンズは、いずれも２０．０Ｄの屈折度数を達成可能である（付与されるシリンドリカルレンズ度数が２．５Ｄ）。表６において、Ｒａは眼内レンズ前面の曲率半径（単位ｍｍ）、Ｒｐは眼内レンズ後面の曲率半径（単位ｍｍ）であり、曲率半径の数値が正数であることは、当該表面が眼内レンズの光学部分における縦方向の中心平面に対して外側に凸であることを表しており、Ａ４，Ａ６，Ａ８，Ａ１０は眼内レンズの非球面における係数の値である（上記参照）。
表６より、本発明の後眼房型眼内レンズの好ましい実施例及び比較例としての従来技術は、いずれも光学部の後面が顕著に後方凸な面形状設計を有することがわかる。
また、表６より、本発明の後眼房型眼内レンズの好ましい実施例では、複合トーリック面が眼内レンズにおける光学部の前面に位置するとともに、非球面が眼内レンズにおける光学部の後面に位置しているのに対し、比較例では、複合トーリック面と非球面がともに眼内レンズにおける光学部の前面に位置していることが更にわかる。
図２３は、トーリック型眼内レンズの眼内移植時における眼内レンズ軸方向と、角膜の最大屈折力方向との位置関係を概略的に示したものである。眼内移植時に、眼内レンズの軸方向と角膜１１における最大屈折力方向Ｅ−Ｅ’との間に５°以上のずれが生じると、患者の視力は深刻な影響を受けることになる。よって、手術時には、トーリック型眼内レンズの設計に対する客観的要求として、トーリック面における方向マークが識別しやすく明確であることが求められる。従って、本発明の後眼房型眼内レンズの好ましい実施例において、複合トーリック面を眼内レンズにおける光学部の前面に設けることは非常に有益である。
図２４は、非球面と複合トーリック面とが両側に別々に位置する眼内レンズ（好ましい実施例）と、非球面と複合トーリック面が同一側に位置する眼内レンズ（比較例）について、口径３．０ｍｍで乱視を伴う模型眼における空間周波数０〜１００ｌｐ／ｍｍ時のＭＴＦを対比する概略図である。
図２４において、実線は、非球面とトーリック面が別々に水晶体の両側に位置する眼内レンズ（好ましい実施例）の、口径３．０ｍｍで乱視を伴う模型眼における空間周波数０〜１００ｌｐ／ｍｍ時のＭＴＦを示す。また、点線は、非球面とトーリック面が同一側に位置する眼内レンズ（比較例）の、口径３．０ｍｍで乱視を伴う模型眼における空間周波数０〜１００ｌｐ／ｍｍ時のＭＴＦを示す。図面より、非球面とトーリック面とが別々に水晶体の両側に位置する眼内レンズのＭＴＦ曲線は、非球面とトーリック面が水晶体の同一側に位置する眼内レンズのＭＴＦよりも高いことがわかる。即ち、同条件（同一の乱視眼模型において非球面係数が最適化されている）においては、非球面とトーリック面とが別々に水晶体の両側に位置する眼内レンズの光学性能のほうが、非球面とトーリック面とが水晶体の同一側に位置する眼内レンズよりも優れていることが顕著である。
図２５は、本発明の乱視矯正型眼内レンズにおける面形状設計の、模型眼内における像面箇所の波面図を概略的に示したものである（非球面と複合トーリック面とが別々に眼内レンズの両側に位置する好ましい実施例）。図２６は、従来技術における非球面と複合トーリック面とが片面上で組み合わされた面形状設計（比較例）の、同一模型眼内における波面図を概略的に示したものである。
図２５、図２６の波面収差を対比すると、複合トーリック面と非球面とが分割された眼内レンズの、乱視眼内における像面の波面乱視形状は起伏が小さく、波面収差ＰＶの値は０．１０６０λ、ＲＭＳの値は０．０２４１λであるのに対し、複合トーリック面と非球面が片面で組み合わされた設計の像面には、顕著な乱視形状の起伏が存在しており、波面収差ＰＶの値は０．３３３１λ、ＲＭＳの値は０．０７００λであることがわかる。これより、複合トーリック面と非球面が分割された眼内レンズは、角膜に対する乱視矯正効果がより良好であり、矯正後の波面収差がいっそう縮小されることが証明された。
上述したように、従来技術の後眼房型眼内レンズと比較して、本発明の後眼房型眼内レンズの光学部は後面が顕著に突出した（曲率半径の小さい）設計を採用するとともに、高次非球面設計を採用、或いは複合トーリック面設計を付与していることから、眼内レンズにおける光学部の後面と後嚢との距離が縮小されて、眼内レンズの嚢内における空間位置の安定性が高まり、眼内レンズの光学部辺縁における角型縁効果の利点がより良好に発揮されるとともに、眼内レンズ移植後のＰＣＯ発症率が低下する。更に、光学部の前面が略平坦であるため、眼内レンズのハプティック（特に、１ピース式後眼房型眼内レンズのハプティック）が折り畳み時に光学部の前面に強く圧接されることがない。よって、眼内移植後に支持ハプティックと光学部が粘着することなく容易に展開するほか、眼内レンズの結像品質及び／又は乱視患者の視覚の質をいっそう改善することが可能となる。
なお、上記で述べた実施例は一例にすぎず、限定的な意味はない。従って、本願が開示する発明思想から逸脱しないことを前提に、当業者であれば上述の実施例を修正又は変更可能である。よって、本発明の保護範囲は添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。
１ 後眼房型眼内レンズ
２ 光学部分
３ 光学部
４ 光学部辺縁
５ ハプティック
６ 光学部の前面
７ 光学部の後面
８ 眼内レンズの光学部分における縦方向の中心平面
８’−８’ 眼内レンズの光学部分における縦方向の中心線
９ 後嚢（膜）
１０ 隙間
１１ 角膜
１２ 嚢
１３ 折り畳み隙間
１４ 尖った折り曲げ部
１５ 連接部
１５’−１５’ 連接部の縦方向の中心線
１６ ハプティック基部
１６’−１６’ ハプティック基部の縦方向の中心線
１８ トーリック型眼内レンズ軸の軸方向マーク
Ａ 眼内レンズの光学部分における縦方向の中心線と連接部における縦方向の中心線との交点
α ハプティック形成角
β 連接部傾斜角
Ｄ−Ｄ’ 眼軸方向
Ｅ−Ｅ’ 角膜の最大屈折力方向
ｄ−ｄ’ 複合トーリック面の回転軸線
Ｏ 光学部（前又は後）面の頂点
Ｒ 回転半径
ｒ 曲率半径

Claims (20)

  1. 光学部及び光学部辺縁からなる光学部分と、前記光学部分に連なる少なくとも２つのハプティックを含む後眼房型眼内レンズにおいて、
    前記光学部の後面は凸型であり、且つ、その基礎球面の曲率半径は６．６ｍｍ〜８０．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする後眼房型眼内レンズ。
  2. 前記光学部の前面は凸型であり、且つ、その基礎球面の曲率半径は７．１ｍｍ〜８４．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする請求項１に記載の後眼房型眼内レンズ。
  3. 前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径より小さいことを特徴とする請求項１又は２に記載の後眼房型眼内レンズ。
  4. 前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径の１７．８％〜６０．０％であることを特徴とする請求項３に記載の後眼房型眼内レンズ。
  5. 前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は、前記光学部の前面の曲率半径の２０．０％〜４５．６％であることを特徴とする請求項４に記載の後眼房型眼内レンズ。
  6. 前記ハプティックのハプティック基部が、前記光学部分における前記光学部辺縁に直接連なっていることを特徴とする請求項３に記載の後眼房型眼内レンズ。
  7. 前記光学部辺縁は尖った折り曲げ部を更に含むことを特徴とする請求項６に記載の後眼房型眼内レンズ。
  8. 前記後眼房型眼内レンズは連接部を更に含み、前記ハプティックのハプティック基部が、前記連接部を介して前記光学部分の前記光学部辺縁に連なっていることを特徴とする請求項３に記載の後眼房型眼内レンズ。
  9. 前記光学部辺縁は尖った折り曲げ部を更に含むことを特徴とする請求項８に記載の後眼房型眼内レンズ。
  10. 前記連接部の縦方向の中心線は、前記光学部分の縦方向の中心線に対し、１０°〜４５°の範囲の連接部傾斜角をなすことを特徴とする請求項８又は９に記載の後眼房型眼内レンズ。
  11. 前記ハプティック基部の縦方向の中心線は、前記光学部分の縦方向の中心線に対し、０°〜７°の範囲のハプティック形成角をなすことを特徴とする請求項６から１０のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズ。
  12. 前記光学部における後面の面形状は、球面、非球面、複合トーリック面、複数領域で屈折するよう設計された複数焦点面、及び複数領域で回折するよう設計された複数焦点面を含む面形状のいずれかであることを特徴とする請求項１から１１のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズ。
  13. 前記光学部における前面の面形状は、球面、非球面、複合トーリック面、複数領域で屈折するよう設計された複数焦点面、及び複数領域で回折するよう設計された複数焦点面を含む面形状のいずれかであることを特徴とする請求項１から１１のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズ。
  14. 前記後眼房型眼内レンズは、シリコーン、ヒドロゲル、疎水性アクリル酸エステル、又はポリメタクリル酸メチルから作製されることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズ。
  15. 前記後眼房型眼内レンズの作製材料の屈折率は１．４５〜１．５６の間であることを特徴とする請求項１４に記載の後眼房型眼内レンズ。
  16. 前記後眼房型眼内レンズは屈折率１．４８の疎水性アクリル酸エステルからなり、前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は７．５ｍｍ〜５５．０ｍｍの範囲内であり、前記光学部の前面の曲率半径は８．０ｍｍ〜７４．０ｍｍの範囲内であることを特徴とする請求項１４又は１５に記載の後眼房型眼内レンズ。
  17. 前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は８．１ｍｍ〜１９．５ｍｍの範囲内であることを特徴とする請求項１６に記載の後眼房型眼内レンズ。
  18. 前記光学部の後面における基礎球面の曲率半径は１１．１ｍｍであることを特徴とする請求項１７に記載の後眼房型眼内レンズ。
  19. 前記後眼房型眼内レンズは１ピース式眼内レンズであることを特徴とする請求項１から１８のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズ。
  20. 前記後眼房型眼内レンズは３ピース式眼内レンズであることを特徴とする請求項１から１８のいずれか一項に記載の後眼房型眼内レンズ。
JP2014552488A 2012-01-19 2013-01-18 後眼房型眼内レンズ Active JP6450190B2 (ja)

Applications Claiming Priority (7)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN201210017070.9A CN103211665B (zh) 2012-01-19 2012-01-19 后房型人工晶体
CN201210017070.9 2012-01-19
CN201210017055.4 2012-01-19
CN201210017055.4A CN103211664B (zh) 2012-01-19 2012-01-19 后房型人工晶体
CN201210335578.3A CN103655001A (zh) 2012-09-12 2012-09-12 一种散光矫正型人工晶体
CN201210335578.3 2012-09-12
PCT/CN2013/000057 WO2013107288A1 (zh) 2012-01-19 2013-01-18 后房型人工晶体

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2015503977A true JP2015503977A (ja) 2015-02-05
JP6450190B2 JP6450190B2 (ja) 2019-01-09

Family

ID=48798608

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2014552488A Active JP6450190B2 (ja) 2012-01-19 2013-01-18 後眼房型眼内レンズ

Country Status (4)

Country Link
US (1) US9855136B2 (ja)
EP (1) EP2805694B1 (ja)
JP (1) JP6450190B2 (ja)
WO (1) WO2013107288A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20190008837A (ko) * 2016-03-09 2019-01-25 스타 서지컬 컴퍼니 확장된 피사계 심도 및 향상된 원거리 시력의 안과용 임플란트
US11427665B2 (en) 2018-08-17 2022-08-30 Staar Surgical Company Polymeric composition exhibiting nanogradient of refractive index

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103969795B (zh) * 2014-04-30 2017-04-05 中国科学院长春光学精密机械与物理研究所 空间目标成像光学***
JP6826843B2 (ja) 2016-08-31 2021-02-10 Hoya株式会社 眼内レンズ、その設計方法、およびその製造方法
US11766324B2 (en) * 2018-07-13 2023-09-26 Eyebright Medical Technology (Beijing) Co., Ltd. Intraocular lens and manufacturing method therefor
CN111035471B (zh) * 2018-10-12 2023-12-26 富螺(上海)医疗器械有限公司 人工晶体
US20200383775A1 (en) * 2019-06-07 2020-12-10 Voptica, S.L Intraocular lens and methods for optimization of depth of focus and the image quality in the periphery of the visual field
BE1027570B1 (fr) * 2019-09-11 2021-04-06 Physiol Sa Lentille intraoculaire avec profondeur de champ étendue
CN115515531A (zh) * 2020-03-11 2022-12-23 华柏恩视觉研究中心有限公司 用于减少外周假性眩光幻影症的人工晶状体

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020173845A1 (en) * 2001-05-21 2002-11-21 Bandhauer Mark H. Low surface-glare intraocular lenses
JP2008525156A (ja) * 2004-12-29 2008-07-17 ボシュ・アンド・ロム・インコーポレイテッド 抗ｐｃｏ機能を有する小切開眼内レンズ
JP2011500189A (ja) * 2007-10-16 2011-01-06 アイオーエル テクノロジー プロダクション 水晶体嚢用の眼内レンズ

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2546057A1 (fr) 1983-05-16 1984-11-23 Aron Rosa Daniele Implant oculaire
US4834750A (en) 1987-09-17 1989-05-30 Ioptex Research, Inc. Deformable-elastic intraocular lens
US5290892A (en) 1990-11-07 1994-03-01 Nestle S.A. Flexible intraocular lenses made from high refractive index polymers
JP2967093B2 (ja) 1995-02-23 1999-10-25 ホーヤ株式会社 軟性眼内レンズ
US6468306B1 (en) 1998-05-29 2002-10-22 Advanced Medical Optics, Inc IOL for inhibiting cell growth and reducing glare
US6162249A (en) 1998-05-29 2000-12-19 Allergan IOI for inhibiting cell growth and reducing glare
US6884263B2 (en) * 2001-07-17 2005-04-26 Medennium, Inc. Accommodative intraocular lens
CN1933791A (zh) 2003-11-14 2007-03-21 乔治W·罗扎基斯 后房晶状体眼内透镜
US20050131534A1 (en) 2003-11-14 2005-06-16 Rozakis George W. Posterior chamber phakic intraocular lens
US8133274B2 (en) * 2004-06-18 2012-03-13 Medennium, Inc. Photochromic intraocular lenses and methods of making the same
DE102006021521A1 (de) 2006-05-05 2007-11-08 Carl Zeiss Meditec Ag Asphärische künstliche Augenlinse und Verfahren für die Konstruktion einer solchen
AR062067A1 (es) 2006-07-17 2008-10-15 Novartis Ag Lentes de contacto toricas con perfil de potencia optica controlado
US8167940B2 (en) 2008-05-06 2012-05-01 Novartis Ag Aspheric toric intraocular lens
WO2010062972A1 (en) * 2008-11-26 2010-06-03 Anew Optics, Inc. Intraocular lens optic
CN201572212U (zh) * 2009-12-31 2010-09-08 王祥群 T型袢虹膜悬吊固定后房型人工晶体
CN202223385U (zh) 2011-08-12 2012-05-23 爱博诺德（北京）医疗科技有限公司 动态双模式可调焦人工晶体
CN202446299U (zh) 2012-01-19 2012-09-26 爱博诺德（北京）医疗科技有限公司 后房型人工晶体
CN103211664B (zh) 2012-01-19 2015-06-24 爱博诺德（北京）医疗科技有限公司 后房型人工晶体
CN202446298U (zh) 2012-01-19 2012-09-26 爱博诺德（北京）医疗科技有限公司 后房型人工晶体
CN205072212U (zh) 2015-09-30 2016-03-09 特步(中国)有限公司 一种具有x形支撑结构的鞋面

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020173845A1 (en) * 2001-05-21 2002-11-21 Bandhauer Mark H. Low surface-glare intraocular lenses
JP2008525156A (ja) * 2004-12-29 2008-07-17 ボシュ・アンド・ロム・インコーポレイテッド 抗ｐｃｏ機能を有する小切開眼内レンズ
JP2011500189A (ja) * 2007-10-16 2011-01-06 アイオーエル テクノロジー プロダクション 水晶体嚢用の眼内レンズ

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20190008837A (ko) * 2016-03-09 2019-01-25 스타 서지컬 컴퍼니 확장된 피사계 심도 및 향상된 원거리 시력의 안과용 임플란트
KR102328526B1 (ko) 2016-03-09 2021-11-17 스타 서지컬 컴퍼니 확장된 피사계 심도 및 향상된 원거리 시력의 안과용 임플란트
US11427665B2 (en) 2018-08-17 2022-08-30 Staar Surgical Company Polymeric composition exhibiting nanogradient of refractive index

Also Published As

Publication number Publication date
EP2805694A1 (en) 2014-11-26
EP2805694B1 (en) 2019-06-26
JP6450190B2 (ja) 2019-01-09
WO2013107288A1 (zh) 2013-07-25
US20140358225A1 (en) 2014-12-04
US9855136B2 (en) 2018-01-02
EP2805694A4 (en) 2015-09-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6450190B2 (ja) 後眼房型眼内レンズ
AU2018267627B2 (en) Intraocular lens that matches an image surface to a retinal shape, and method of designing same
US20180325656A1 (en) Foldable intraocular lens and method of making
RU2339341C2 (ru) Интраокулярная линза
US20090125105A1 (en) Aspheric intraocular lens and method for making the same
US20100211169A1 (en) Intraocular lens configured to offset optical effects caused by optic deformation
JP2013176607A (ja) 眼内レンズ
WO2005046527A2 (en) Multi-zonal monofocal intraocular lens for correcting optical aberrations
AU2007272697A1 (en) Ophthalmic lens combinations
JP2023160931A (ja) 改善された支持部力分布を有する眼内レンズプラットフォーム
CN110613532B (zh) 一种复曲面设计的眼后房型晶状体
JP7455744B2 (ja) 前方に偏った光学設計を有する眼内レンズ
RU2785137C2 (ru) Интраокулярные линзы, имеющие смещенную вперед оптическую конструкцию
CN112043459A (zh) 人工晶状体与用于优化焦深和视野周边图像质量的方法

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A821

Effective date: 20140911

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20140911

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20150710

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20160428

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20160510

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20160810

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20170117

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20180830

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20181207

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 6450190

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S531 Written request for registration of change of domicile

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313531

S533 Written request for registration of change of name

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250