L'invention concerne un verre de contact pour l'ophtalmothérapie réalisée à l'aide de faisceaux lumineux.
Plus particulièrement, cette invention concerne un verre de contact destiné au traitement transsclérotique et éventuellement transchoroïdale de l'oeil, c'est-à-dire au traitement des tissus malades de l'oeil au travers de la sclérotique, et éventuellement de la choroïde, et ce notamment par un procédé de photocoagulation.
Ce type de traitement est réalisé par l'irradiation de la ou des régions malades qui est produite par un faisceau intense de lumière notamment de lumière cohérente, telle qu'un rayon laser.
On connaît déjà, d'après notamment le document CH-A 640 401, un verre de contact destiné à l'ophtalmothérapie par rayon laser. Toutefois, ce type de verre de contact, bien que donnant satisfaction dans l'application pour laquelle il est destiné, c'est-à-dire pour des traitements transpupillaires, ne peut malheureusement pas être utilisé pour un traitement en dehors de l'axe visuel de l'oeil, comme cela est nécessaire dans le cas des thérapies transsclérotiques/transchoroïdales.
Par ailleurs, on connaît d'après la publication du "American Journal of Ophtalmology", volume 108, numéro 4, page 457 d'octobre 1989, un verre de contact particulièrement destiné aux interventions transsclérotiques à l'aide d'un laser du type Nd: YAG.
Ce verre de contact est constitué, d'une part, d'une lentille optique dont une région est destinée à transmettre le faisceau lumineux, et, d'autre part, d'une partie support qui s'étend autour de la lentille et qui comporte une région découpée apte à recevoir l'arcade sourcilière.
La forme de cette lentille est telle qu'elle épouse sensiblement la surface extérieure de l'oeil. Sa partie centrale sphérique concave qui vient s'appliquer en regard de la cornée est opaque pour éviter toute entrée de lumière parasite. Elle est prolongée par une partie périphérique tronconique destinée à venir s'appliquer sur la sclérotique. C'est au travers de cette partie périphérique, qui comporte une série de repères, que doivent passer les faisceaux lumineux pour atteindre, à travers la sclérotique et éventuellement la choroïde les tissus malades de l'oeil.
Toutefois, cette lentille est d'une forme compliquée et elle est par conséquent coûteuse. En outre, on sait qu'un faisceau lumineux est fortement dispersé en traversant la sclérotique, et que cette dispersion est d'autant plus importante que cette sclérotique est épaisse.
Le verre de contact susmentionné ne permet pas une modification substantielle de cette caractéristique optique de la sclérotique. Aussi, lorsqu'il est utilisé, le faisceau lumineux ne peut pas être focalisé efficacement sur le point à traiter.
Aussi, l'invention a-t-elle pour but de remédier à ces inconvénients en fournissant un verre de contact qui permette le traitement de l'oeil par une stratégie transsclérotique/transchoroïdale à l'aide d'un faisceau lumineux et qui soit susceptible d'influer de façon significative sur les propriétés optiques de la sclérotique.
Elle a aussi pour but de fournir un verre de contact simple et peu coûteux, facilement manipulable par les praticiens.
L'invention a donc pour objet un verre de contact pour l'ophtalmothérapie transsclérotique/transchoroïdale à l'aide d'un faisceau lumineux, comprenant une lentille optique comportant une surface d'entrée du faisceau lumineux et une surface de sortie dont au moins une partie est destinée à venir en contact directement avec la sclérotique de l'oeil à traiter et par laquelle sort ledit faisceau lumineux, caractérisé en ce que la surface de sortie de ladite lentille comporte un élément protubérant apte à transmettre ledit faisceau lumineux et destine à venir comprimer la sclérotique afin de diminuer son épaisseur à l'endroit du passage du faisceau lumineux.
Selon un mode de réalisation de l'invention, l'élément protubérant peut avoir une surface frontale faible par rapport à la surface frontale de l'oeil à traiter.
On précisera aussi que, de préférence, l'élément protubérant vient de matière avec ladite lentille optique.
L'invention sera mieux comprise à la lecture de la description détaillée qui suit, prise en référence aux dessins annexes qui sont donnes uniquement à titre d'exemple, et dans lesquels:
- la fig. 1 est une vue en coupe d'un oeil humain dont une région pathologique rp doit être traitée à l'aide du verre de contact selon l'invention;
- la fig. 2 est une vue en coupe du verre de contact selon l'invention dans sa position lors du traitement, par un faisceau laser, de la région pathologique rp de l'oeil de la fig. 1, ce verre de contact étant pourvu d'un moyen support selon un premier mode de réalisation;
- la fig. 3 est une vue de côté d'une lentille optique équipant le verre selon l'invention, selon un premier mode de réalisation;
- les fig. 4 à 11 sont des vues de côté d'autres modes de réalisation de la lentille optique selon l'invention;
- la fig. 12 est une vue en coupe d'un verre de contact en position de repos équipé d'un moyen support selon un deuxième mode de réalisation;
- la fig. 12a est une vue détaillée d'un moyen de réglage de la pression fournie par des organes élastiques équipant le verre de contact de la fig. 12;
- la fig. 13 est une vue en coupe d'un verre de contact selon l'invention, équipé d'un moyen support selon un troisième mode de réalisation, cet ensemble étant en position active; et
- la fig. 14 est une vue similaire à la fig. 13, mais représentant l'ensemble lentille-moyen support dans sa position de repos.
Avant d'expliquer de façon détaillée les caractéristiques de l'invention, on rappellera quelles sont les parties essentielles de l'oeil humain pour mieux situer et comprendre le domaine d'application du verre de contact selon l'invention.
L'oeil humain, tel qu'il est représenté à la fig. 1, comporte une enveloppe ou coque extérieure sensiblement sphérique 1 appelée sclérotique, tapissée intérieurement d'une membrane vasculaire 2, la choroïde. Sous cette choroïde 2 se trouve la rétine 4 qui est une membrane nerveuse faisant fonction de plaque sensible. Au niveau de la partie frontale et centrale de l'oeil, la sclérotique 1 est remplacée par la cornée 6 sous laquelle sont logés l'iris 8, la pupille 9 et le cristallin 10.
Le verre de contact selon l'invention, qui est représente dans sa position active et selon un premier mode de réalisation à la fig. 2, est destiné au traitement des tissus malades de l'oeil, tels que par exemple la rétine 4, au travers de la sclérotique 1 mais aussi au travers de la choroïde 2, par des thérapies appelées transsclérotiques/transchoroïdales. Il permet donc le traitement de tissus se trouvant dans des régions pathologiques rp situées sous la sclérotique, par un accès autre que la cornée. Ce verre de contact, dans ce premier mode de réalisation (fig. 2), est constitué, d'une part, d'une lentille optique 12 apte à transmettre un faisceau lumineux 14 émis par la tête TL d'un dispositif laser non représenté, et d'autre part, d'un moyen support 40 dans lequel est logée la lentille 12.
Ce dispositif laser est de préférence du type Nd: YAG, mais peut être constitué par d'autres dispositifs susceptibles de fournir un faisceau de lumière cohérente à haute énergie.
L'ophtalmothérapie par faisceau laser est une technique aujourd'hui largement connue et sa mise en oeuvre, ainsi que les phénomènes thérapeutiques qu'elle engendre ne seront pas décrits ici de façon plus détaillée.
Comme on le voit sur la fig. 3, la lentille optique 12 est constituée d'un corps 16 pourvu à son sommet S d'un élément protubérant 18.
De préférence, l'élément protubérant 18 vient de matière avec le corps 16 et il est réalisé en même temps que celui-ci.
Ainsi, la lentille optique 12 et l'élément protubérant 18 forment une pièce monolithique.
Dans les modes de réalisation des fig. 3 à 11, le corps 16 de la lentille 12 est de forme sensiblement tronconique, cette forme s'étant avérée être la plus simple et la moins coûteuse à mettre en oeuvre.
L'angle à au sommet du cône du corps 16 est choisi de sorte qu'il soit plus grand que l'angle du cône formé par le faisceau de traitement focalisé.
Le corps 16 est surmonté à sa base B par une partie de guidage 20 venant de matière avec ledit corps et de forme sensiblement cylindrique. La face plane extérieure 22 de la partie de guidage 20 forme, sur la lentille 12, une surface d'entrée du faisceau lumineux 14, tandis que l'extrémité opposée 19 de la lentille 12, au niveau du sommet S, forme une surface de sortie 24 de ce faisceau.
La partie de guidage 20, le corps 16, et l'élément protubérant 18 sont disposés de façon coaxiale, leurs surfaces latérales respectives ayant un axe commun référencé a.
Par ailleurs, dans les deux modes de réalisation de l'élément protubérant 18 représentés aux fig. 3 et 4, cet élément 18 comporte une surface latérale de forme sensiblement tronconique qui constitue en partie la surface de sortie 24 et qui est ménagée exactement dans le prolongement du corps 16, avec un même angle au sommet que celui-ci.
Ainsi, la base b de l'élément protubérant 18 est accolée voire confondue avec le sommet S du corps 16 de la lentille 12.
Dans le mode de réalisation de la fig. 3, l'élément protubérant 18 présente une extrémité libre 19, formant la pointe de la lentille 12, de forme partiellement sphérique, et plus particulièrement de forme sensiblement hémisphérique. Cette extrémité libre sphérique 19 est, dans ce mode de réalisation, parfaitement raccordée à la surface latérale tronconique de l'élément protubérant 18 et est ménagée dans le prolongement de cette surface, et elle forme avec cette dernière la surface de sortie 24.
Selon un deuxième mode de réalisation représenté à la fig. 4, l'extrémité libre 19a de l'élément protubérant 18a a une forme sensiblement plane et constitue une surface plane circulaire perpendiculaire à l'axe commun a.
Dans un troisième mode de réalisation représenté à la fig. 6, l'élément protubérant 18b est ménagé au centre d'une surface plane 26 normale à l'axe a et constituant l'extrémité du corps 16, au niveau de son sommet S.
Dans cet exemple, l'élément protubérant 18b est de forme hémisphérique et il a un diamètre db tel que sa surface frontale Sf18b est plus petite que la surface frontale Sf16 de l'extrémité libre correspondante du corps 16.
Ainsi, et comme on le comprendra ci-après, la surface annulaire 26 qui entoure l'élément protubérant 18 et qui forme l'extrémité libre du corps 16 au niveau de son sommet S, constitue une butée de positionnement et de profondeur destinée à venir en contact avec la sclérotique 1 de l'oeil.
Dans un autre mode de réalisation représenté à la fig. 5, l'élément protubérant 18c est constitué par les trois quarts d'une sphère dont le diamètre dc est supérieur à celui de l'extrémité libre correspondante du corps 16 formant son sommet S.
Cet élément protubérant 18c forme un renflement en forme de goutte d'eau au niveau du sommet du corps 16 de la lentille 12, c'est-à-dire au niveau de son extrémité de plus faible section.
Quoi qu'il en soit, on précisera ici que dans tous ces modes de réalisation, la surface frontale de l'élément protubérant 18, 18a, 18b, 18c, c'est-à-dire sa projection sur un plan normal à l'axe longitudinale a, est largement inférieure à celle de l'oeil à traiter.
A titre d'exemple, le diamètre caractéristique d, da, db et dc de l'élément protubérant peut être compris entre 100 . 10<-><6> mètres (100 micromètres) et quelques millimètres.
Toutefois, et pour des raisons que l'on expliquera ci-après, ce diamètre, et par conséquent la surface frontale de l'élément protubérant seront choisis de manière à ne pas blesser la sclérotique 1, et ce en fonction de la pression autorisée sur la région pathologique de l'oeil rp.
Selon les modes de réalisation des fig. 3 à 6, la surface d'entrée 22 du faisceau lumineux dans la lentille 12 est de forme sensiblement plane et elle est disposée orthogonalement à l'axe commun a. Dans un autre mode de réalisation, représenté à la fig. 7, cette surface d'entrée 22 est aussi de forme sensiblement plane, mais légèrement inclinée par rapport à l'axe longitudinal a de la lentille 12. Dans encore un autre mode réalisation représenté à la fig. 8, la surface d'entrée 22 est constituée par une surface sphérique de rayon de courbure R sensiblement égal à la distance entre cette surface et l'extrémité libre de l'élément protubérant 18.
Bien entendu, la forme de ces surfaces d'entrée 22 a une conséquence directe sur l'orientation du faisceau lumineux 14 à l'intérieur de la lentille 12 et elle sera choisie en fonction de la situation dans l'oeil de la région malade à traiter par rapport à l'orientation du faisceau laser 14.
On précisera aussi que la fonction du corps 16 de la lentille 12 est de guider le faisceau lumineux 14 jusqu'à l'élément protubérant 18. La surface d'entrée 22 est de préférence revêtue d'un revêtement anti-réfléchissant pour les longueurs d'onde des faisceaux de visée et de traitement fournis par la tête laser TL.
De plus, et comme le montre la fig. 9, selon un autre mode de réalisation, la surface latérale tronconique 13 du corps 16 est dépolie afin de disperser un faisceau de traitement 14 qui aurait été pointé en dehors de la direction voulue et aussi de rendre visible le faisceau de visée.
Selon encore un autre mode de réalisation, comme le montre la fig. 10, une région 30 de la surface latérale tronconique 13 du corps 16 de la lentille 12 peut être polie pour atteindre, par effet de réflexion totale, les parties postérieures de l'oeil. Il est aussi possible de combiner ce mode de réalisation avec le précédent en dépolissant le reste de la surface latérale tronconique du corps 16.
De ce fait, lors d'un mauvais pointage du faisceau de traitement, c'est-à-dire en dehors de la région polie 30, on produit une dispersion du faisceau de traitement 14, ce qui évite les risques de brûlures au niveau des tissus sains de l'oeil.
Selon encore un autre mode de réalisation représenté à la fig. 11, on a disposé au niveau du sommet S du corps 16 de la lentille 12, c'est-à-dire au niveau de la jonction entre ce corps et l'élément protubérant 18, une embase 32 en forme de calotte ou coupole dont la surface intérieure sphérique concave 34 est conformée pour pouvoir épouser sensiblement la surface extérieure de l'oeil. De cette surface intérieure 34 fait saillie l'élément protubérant 18 qui présente une forme effilée pointée en direction de l'ouverture de l'embase 32. De préférence, cette embase 32 vient de matière avec le corps 16 et l'élément protubérant 18, et elle est rendue opaque pour éviter l'introduction dans l'oeil de lumière parasite.
Ce mode de réalisation présente l'avantage de pouvoir parfaitement positionner la lentille sur l'oeil et l'embase 32 forme, comme la surface annulaire 26 du mode de réalisation de la fig. 5, un moyen de butée en profondeur et de positionnement de l'élément protubérant 18 sur la sclérotique 1.
Comme on le voit sur les fig. 2, 12, 13 et 14, le verre de contact selon l'invention comporte de même un moyen support 40 dans lequel est emprisonnée et parfaitement maintenue la lentille optique 12.
Ce moyen support 40 permet la manipulation, notamment par un praticien, du verre de contact selon l'invention pour l'application de la lentille 12 sur la sclérotique 1. Selon les modes de réalisation représentés respectivement aux fig. 2 et 12, le moyen support 40 est constitue d'une enceinte 42 formée d'une portion tronconique 44 surmontée d'une portion cylindrique 46. Ces deux portions respectivement cylindrique 46 et tronconique 44 sont conformées pour recevoir à l'intérieur de celles-ci une lentille 12 telle que celles représentées aux fig. 3 à 10. La partie de guidage cylindrique 20 qui est ménagée sur la base de la lentille 12 vient parfaitement s'engager avec un léger jeu dans la portion cylindrique 46 de sorte que la lentille 12 peut se déplacer librement et axialement dans l'enceinte 42 du moyen support 40.
A l'état de repos, comme cela est représenté à la fig. 12, la lentille 12 vient reposer par sa surface latérale tronconique 13 contre la surface intérieure tronconique correspondante 45 de la région tronconique 44 qui forme siège, et ce sous l'action d'un ou de plusieurs organes élastiquement déformables 48. A cet effet, l'enceinte 42 du moyen support 40 comporte à sa base un flasque en forme de cuvette ou d'assiette 50 qui est de préférence relié de façon amovible à l'enceinte 42. Dans ce but, des éléments de fixation du type vis-écrou 52 assurent la liaison mécanique stable et amovible entre le flasque 50 et l'enceinte 42. Le flasque 50 comporte en son centre une ouverture 54 au travers de laquelle est destiné à passer le faisceau lumineux 14.
La largeur de cette ouverture 54 est inférieure au diamètre de la surface longitudinale interne 47 de la portion longitudinale 46 de l'enceinte 42, de sorte qu'un rebord 56 de ce flasque 50 recouvre partiellement la surface d'entrée 22 de la lentille 16.
Ainsi, le bord rentrant 56 forme un élément d'appui arrière pour les éléments élastiquement deformables 48 qui, dans ce mode de réalisation, sont constitués par des petits ressorts hélicoïdaux de compression répartis sur le pourtour de la surface 22.
On comprend donc que les deux modes de réalisation des fig. 2 et 12 sont fonctionnellement identiques, et que dans ceux-ci la lentille optique 12 est apte à se translater longitudinalement et axialement à l'intérieur du moyen support 40, et plus particulièrement à l'intérieur de l'enceinte 42 à l'encontre de l'action élastique antagoniste des ressorts 48 lorsqu'une force est exercée sur l'extrémité libre 19 de l'élément protubérant 18. Dans le mode de réalisation de la fig. 2, l'extrémité libre de la portion tronconique 44 forme une surface annulaire 60 destinée à venir s'appliquer directement sur la sclérotique 1.
Dans le mode de réalisation de la fig. 12, le sommet de la portion tronconique 44 comporte une embase 62 de forme similaire à l'embase 32 de la fig. 11 et dont la surface 64, qui est destinée à venir se positionner sur la sclérotique 1, est de forme sphérique concave et de rayon de courbure R proche de celui de la région de l'oeil où se trouve la sclérotique 1. On remarquera que dans les deux modes de réalisation des figures respectivement 2 et 12, la lentille optique 12 à l'état de repos (fig. 12) fait extérieurement saillie de l'enceinte 42 du moyen support 40. Plus particulièrement, l'élément protubérant 18 sort complètement des surfaces respectivement 60 et 64, ainsi qu'une partie du corps 16 de la lentille 12.
Ainsi, on comprend qu'en utilisation, le praticien vient positionner l'élément protubérant 18 sur la sclérotique 1, par exemple sensiblement au droit des tissus malades de l'oeil, puis vient appuyer manuellement par l'intermédiaire du moyen support 40 en direction de la sclérotique 1 qui, sous l'action de l'élément protubérant 18, se comprime et se déforme.
Ainsi, la sclérotique 1 passe de l'épaisseur E1 à l'épaisseur E2 (fig. 2) ce qui diminue considérablement la dispersion du faisceau lumineux qui la traverse et cela, comme on le suppose, grâce à un certain alignement des fibres que comprennent les tissus de la sclérotique dû à la pression exercée par l'élément protubérant 18 sur ces tissus.
Bien entendu, dans les deux modes de réalisation qui viennent d'être décrits à l'aide des fig. 2 et 12, la lentille 12 aurait pu être immobilisée à l'intérieur du moyen support 40 en faisant sortir de l'enceinte 42 uniquement l'élément protubérant 18. Ainsi, en positionnant le moyen support 40, et plus particulièrement la face 60 ou la face 64 sur la sclérotique 1, l'élément protubérant 18 pourrait s'enfoncer dans la sclérotique jusqu'a une profondeur définie par la distance entre la surface 60 ou 64 et l'extrémité 19 de l'élément protubérant 18.
Toutefois, pour mieux contrôler la pression appliquée sur la sclérotique 1 et, en conséquence, pour éviter de l'endommager, il est préférable de rendre la lentille optique 12 mobile axialement à l'intérieur du moyen support 40 comme cela est représenté sur les fig. 2 et 12, en interposant entre cette lentille 12 et le moyen support 40 des éléments élastiquement déformables 48. Ainsi, avec un choix judicieux des caractéristiques élastiques des ressorts 48, on peut choisir la pression maximale qui est appliquée sur la région pathologique, et ce en fonction du type de sclérotique rencontrée. On a donc constitue par cet agencement un système à limitation de la pression appliquée sur l'oeil, cette pression étant sensiblement constante pour une course donnée de la lentille 12 dans le moyen support 40, quelle que soit la force avec laquelle le praticien appuie le moyen support 40 sur l'oeil.
Dans un autre mode de réalisation représenté aux fig. 13 et 14, l'élément support 40 est constitué de deux éléments 70 et 72 mobiles l'un par rapport à l'autre, l'élément 70 ayant sensiblement la même forme que le flasque 50. L'élément 72, quant à lui, comporte une surface intérieure tronconique 74 sur laquelle est destinée à venir reposer la surface latérale tronconique 13 correspondante de la lentille optique 12, mais cela en mode de fonctionnement comme cela est représenté sur la fig. 13. Cette surface 74 forme une butée pour le déplacement axial de l'élément 72.
Pour pouvoir être parfaitement guidés axialement l'un par rapport à l'autre, les deux éléments 70 et 72 du moyen support 40 sont reliés entre eux par plusieurs axes 76 répartis sur le pourtour de ces éléments 70, 72. Les axes 76 présentent une longueur utile suffisante pour assurer le déplacement axial libre de l'élément 72 par rapport à l'élément 70. A cet effet, l'élément 70 présente une collerette 78 qui peut être continue ou réalisée sous la forme d'oreilles dans lesquelles viennent se loger les axes 76. Entre cette collerette 78 et le flasque 70 est disposé un ensemble d'éléments élastiquement déformables 80, ici constitués par des ressorts hélicoïdaux de compression. On remarque donc qu'à l'état de repos, tel que cela est représenté sur la fig. 14, l'élément 72 est éloigné de la lentille optique 12 qui est fixement accolée sur l'élément 70, par exemple par collage.
En utilisation, comme cela est représenté sur la fig. 13, au fur et à mesure que l'élément protubérant 18 comprime la sclérotique 1, l'élément 72 qui appuie sur la sclérotique, recule à l'encontre de l'action des éléments élastiquement deformables 80 jusqu'à venir éventuellement rencontrer la surface latérale tronconique 13 de la lentille optique 12. Bien entendu, ce mode de réalisation pourrait comporter une embase 64, telle que représentée à la fig. 12, pour permettre un meilleur positionnement et une meilleure assise de la lentille 12 sur l'oeil à traiter. On précisera que la longueur des axes 76 peut être prévue de sorte qu'à l'état de repos, l'extrémité 19 de la lentille soit cachée dans l'élément 72 afin de protéger l'élément protubérant 18.
Les systèmes à seuil de pression des fig. 2 et 12 à 14 offrent une sécurité lors des traitements ophtalmologiques et permettent de ne pas atteindre le stade de déformation plastique de la sclérotique.
De préférence, le moyen support 40 est réalisé dans un matériau qui est non réfléchissant, qui est stérilisable et opaque ou qui peut être rendu opaque. Ce matériau peut être un matériau métallique tel que ceux couramment utilisés en chirurgie. On précisera encore ici que les éléments élastiquement déformables peuvent être interchanges pour modifier la pression appliquée à la sclérotique par la lentille optique 12, ou être associés à des moyens d'ajustement de cette pression. Comme il est représenté sur la fig. 12a de tels moyens peuvent être constitues par des systèmes vis-écrou 82 dont le filetage est engagé dans le bord rentrant 56 du flasque 50 et dont une extrémité appuie sur l'arrière de chaque élément élastique 48.
De cette manière, on comprime plus ou moins l'élément 48 ce qui modifie, en fonction d'une course déterminé de la lentille optique 12 à l'intérieur du moyen support 40, la pression appliquée sur la sclérotique. Un tel moyen d'ajustement peut aussi être constitué par un empilement de rondelles interposées entre le bord rentrant 56 et les éléments élastiquement déformables 48. On comprend donc que dans les modes de réalisations des fig. 2 et 12 à 14 du moyen support 40, le moyen support 40 et la lentille optique 12 sont prévus mobiles l'un par rapport à l'autre avec interposition entre ceux-ci d'organes élastiquement déformables.
On précisera ici que l'élément protubérant 18 ainsi que le corps 16 de la lentille optique 12 sont réalisés en un matériau qui doit être transparent pour des radiations de traitement peu ou pas absorbées par la sclérotique, par exemple d'une longueur d'onde de 700 à 1100 . 10<-><9> mètres (700-1100 nanomètres).
L'élément protubérant 18 qui vient en contact avec les tissus doit être stérilisable et ne doit pas réagir chimiquement avec ces tissus ainsi qu'avec le film liquide entre l'élément protubérant lui-même et les tissus. Il doit présenter un indice de réfraction proche de celui de l'eau pour minimiser la réflexion à l'interface entre l'embout protubérant 18 et les tissus, à savoir un indice de réfraction compris entre 1,3 et 1,7. A titre d'exemple, le matériau constituant l'élément protubérant 18, et de préférence le corps 16 lorsqu'ils viennent de matière, sont choisis parmi le verre du type BK7, un matériau cristallin tel que le saphir ou le grenat d'yttrium-aluminium (YAG), ou un matériau organique élastique du type polyméthacrylate de méthyle (PMMA).
La mise en oeuvre du verre de contact selon l'invention pour l'ophtalmothérapie transsclérotique/transchoroïdale est la suivante.
Tout d'abord, on dispose la tête laser TL au-dessus de l'oeil pathalogique et l'on émet un faisceau lumineux de visée qui est visible et qui permet de pointer cette tête laser sur la région pathologique à traiter. Ensuite, on dispose dans ce faisceau le verre de contact selon l'invention en essayant de positionner l'axe à de façon normale à l'oeil du patient. Lorsque l'on estime que le verre de contact est parfaitement positionné, on remplace le faisceau de visée par un faisceau de traitement qui va atteindre le tissu malade et le traiter notamment par photocoagulation.
On remarquera que dans ce procédé de traitement, le faisceau lumineux 14 est émis librement de la tête laser TL, aucune liaison mécanique existant entre le verre de contact 40 et le dispositif laser utilisé. Le verre de contact selon l'invention étant maintenu manuellement par le praticien, par l'intermédiaire du moyen support 40, il est possible d'orienter, sur la sclérotique 1 qui est convenablement comprimée, l'axe longitudinal a de la lentille optique 12 afin de guider à l'intérieur de l'oeil le faisceau lumineux de traitement 14 de façon appropriée.
The invention relates to a contact lens for ophthalmotherapy carried out using light beams.
More particularly, this invention relates to a contact lens intended for the transsclerotic and possibly transchoroidal treatment of the eye, that is to say for the treatment of diseased eye tissues through the sclera, and possibly of the choroid, and this in particular by a photocoagulation process.
This type of treatment is carried out by irradiation of the diseased region or regions which is produced by an intense beam of light, in particular of coherent light, such as a laser beam.
Already known, according in particular to document CH-A 640 401, a contact lens intended for ophthalmotherapy by laser beam. However, this type of contact lens, although satisfactory in the application for which it is intended, that is to say for transpupillary treatments, unfortunately cannot be used for treatment outside the axis visual of the eye, as is necessary in the case of transsclerotic / transchoroidal therapies.
Furthermore, we know from the publication of the "American Journal of Ophthalmology", volume 108, number 4, page 457 of October 1989, a contact lens particularly intended for transsclerotic interventions using a laser of the type Nd: YAG.
This contact lens consists, on the one hand, of an optical lens, a region of which is intended to transmit the light beam, and, on the other hand, of a support part which extends around the lens and which has a cut region capable of receiving the brow bone.
The shape of this lens is such that it substantially matches the outer surface of the eye. Its concave spherical central part which is applied opposite the cornea is opaque to prevent any entry of stray light. It is extended by a frustoconical peripheral part intended to be applied to the sclera. It is through this peripheral part, which comprises a series of landmarks, that the light beams must pass to reach, through the sclera and possibly the choroid, the diseased tissues of the eye.
However, this lens is of a complicated shape and is therefore expensive. In addition, it is known that a light beam is strongly dispersed by crossing the sclera, and that this dispersion is all the more important that this sclera is thick.
The aforementioned contact lens does not allow a substantial modification of this optical characteristic of the sclera. Also, when used, the light beam cannot be effectively focused on the point to be treated.
Also, the invention aims to remedy these drawbacks by providing a contact lens which allows the treatment of the eye by a transsclerotic / transchoroidal strategy using a light beam and which is capable to significantly influence the optical properties of the sclera.
It also aims to provide a simple and inexpensive contact lens, easily manipulated by practitioners.
The subject of the invention is therefore a contact lens for transsclerotic / transchoroidal ophthalmotherapy using a light beam, comprising an optical lens comprising an entry surface of the light beam and an exit surface of which at least one part is intended to come into contact directly with the sclera of the eye to be treated and through which said light beam exits, characterized in that the exit surface of said lens comprises a protruding element capable of transmitting said light beam and intended to come compress the sclera to reduce its thickness where the light beam passes.
According to one embodiment of the invention, the protruding element may have a small frontal surface compared to the frontal surface of the eye to be treated.
It should also be noted that, preferably, the protruding element comes integrally with said optical lens.
The invention will be better understood on reading the detailed description which follows, taken with reference to the annexed drawings which are given solely by way of example, and in which:
- fig. 1 is a sectional view of a human eye of which a pathological region rp must be treated using the contact lens according to the invention;
- fig. 2 is a sectional view of the contact lens according to the invention in its position during the treatment, by a laser beam, of the pathological region rp of the eye of FIG. 1, this contact lens being provided with a support means according to a first embodiment;
- fig. 3 is a side view of an optical lens fitted to the glass according to the invention, according to a first embodiment;
- figs. 4 to 11 are side views of other embodiments of the optical lens according to the invention;
- fig. 12 is a sectional view of a contact lens in the rest position equipped with a support means according to a second embodiment;
- fig. 12a is a detailed view of a means for adjusting the pressure supplied by elastic members fitted to the contact lens of FIG. 12;
- fig. 13 is a sectional view of a contact lens according to the invention, equipped with support means according to a third embodiment, this assembly being in the active position; and
- fig. 14 is a view similar to FIG. 13, but representing the lens-support medium assembly in its rest position.
Before explaining in detail the characteristics of the invention, it will be recalled which are the essential parts of the human eye to better locate and understand the field of application of the contact lens according to the invention.
The human eye, as shown in fig. 1, comprises a substantially spherical outer shell or shell 1 called a sclera, lined internally with a vascular membrane 2, the choroid. Under this choroid 2 is the retina 4 which is a nervous membrane acting as a sensitive plate. At the front and central part of the eye, the sclera 1 is replaced by the cornea 6 under which the iris 8, the pupil 9 and the lens 10 are housed.
The contact lens according to the invention, which is shown in its active position and according to a first embodiment in FIG. 2, is intended for the treatment of diseased eye tissues, such as for example the retina 4, through the sclera 1 but also through the choroid 2, by therapies called transsclerotic / transchoroidal. It therefore allows the treatment of tissues located in pathological regions rp located under the sclera, by an access other than the cornea. This contact lens, in this first embodiment (fig. 2), consists, on the one hand, of an optical lens 12 capable of transmitting a light beam 14 emitted by the head TL of a laser device not shown , and secondly, a support means 40 in which the lens 12 is housed.
This laser device is preferably of the Nd: YAG type, but can be formed by other devices capable of providing a beam of coherent light at high energy.
Laser beam ophthalmotherapy is a widely known technique today and its implementation, as well as the therapeutic phenomena it generates, will not be described here in more detail.
As seen in fig. 3, the optical lens 12 consists of a body 16 provided at its apex S with a protruding element 18.
Preferably, the protruding element 18 comes integrally with the body 16 and it is produced at the same time as the latter.
Thus, the optical lens 12 and the protruding element 18 form a monolithic part.
In the embodiments of FIGS. 3 to 11, the body 16 of the lens 12 is of substantially frustoconical shape, this shape having been found to be the simplest and the least expensive to implement.
The angle at the top of the cone of the body 16 is chosen so that it is greater than the angle of the cone formed by the focused processing beam.
The body 16 is surmounted at its base B by a guide part 20 coming integrally with said body and of substantially cylindrical shape. The outer flat face 22 of the guide portion 20 forms, on the lens 12, an entry surface of the light beam 14, while the opposite end 19 of the lens 12, at the level of the apex S, forms a surface of output 24 of this beam.
The guide part 20, the body 16, and the protruding element 18 are arranged coaxially, their respective lateral surfaces having a common axis referenced a.
Furthermore, in the two embodiments of the protruding element 18 shown in FIGS. 3 and 4, this element 18 comprises a lateral surface of substantially frustoconical shape which partly constitutes the outlet surface 24 and which is formed exactly in the extension of the body 16, with the same angle at the top as the latter.
Thus, the base b of the protruding element 18 is contiguous or even merged with the apex S of the body 16 of the lens 12.
In the embodiment of FIG. 3, the protruding element 18 has a free end 19, forming the tip of the lens 12, of partially spherical shape, and more particularly of substantially hemispherical shape. This spherical free end 19 is, in this embodiment, perfectly connected to the frustoconical lateral surface of the protruding element 18 and is formed in the extension of this surface, and it forms with the latter the outlet surface 24.
According to a second embodiment shown in FIG. 4, the free end 19a of the protruding element 18a has a substantially planar shape and constitutes a circular planar surface perpendicular to the common axis a.
In a third embodiment shown in FIG. 6, the protruding element 18b is formed in the center of a flat surface 26 normal to the axis a and constituting the end of the body 16, at its apex S.
In this example, the protruding element 18b is of hemispherical shape and it has a diameter db such that its front surface Sf18b is smaller than the front surface Sf16 of the corresponding free end of the body 16.
Thus, and as will be understood below, the annular surface 26 which surrounds the protruding element 18 and which forms the free end of the body 16 at its apex S, constitutes a positioning and depth stop intended to come in contact with sclera 1 of the eye.
In another embodiment shown in FIG. 5, the protruding element 18c consists of three quarters of a sphere whose diameter dc is greater than that of the corresponding free end of the body 16 forming its apex S.
This protruding element 18c forms a teardrop-shaped bulge at the top of the body 16 of the lens 12, that is to say at its end of smaller section.
Anyway, it will be specified here that in all these embodiments, the front surface of the protruding element 18, 18a, 18b, 18c, that is to say its projection on a plane normal to the longitudinal axis a, is much less than that of the eye to be treated.
By way of example, the characteristic diameter d, da, db and dc of the protruding element can be between 100. 10 <-> <6> meters (100 micrometers) and a few millimeters.
However, and for reasons which will be explained below, this diameter, and consequently the front surface of the protruding element, will be chosen so as not to injure the sclera 1, and this as a function of the pressure authorized on the pathological region of the eye rp.
According to the embodiments of FIGS. 3 to 6, the entry surface 22 of the light beam into the lens 12 is of substantially planar shape and it is arranged orthogonally to the common axis a. In another embodiment, shown in FIG. 7, this inlet surface 22 is also of substantially planar shape, but slightly inclined relative to the longitudinal axis a of the lens 12. In yet another embodiment shown in FIG. 8, the entry surface 22 is constituted by a spherical surface with a radius of curvature R substantially equal to the distance between this surface and the free end of the protruding element 18.
Of course, the shape of these input surfaces 22 has a direct consequence on the orientation of the light beam 14 inside the lens 12 and it will be chosen according to the situation in the eye of the patient region. treat with respect to the orientation of the laser beam 14.
It will also be noted that the function of the body 16 of the lens 12 is to guide the light beam 14 to the protruding element 18. The entry surface 22 is preferably coated with an anti-reflective coating for the lengths d wave of sighting and treatment beams provided by the TL laser head.
In addition, and as shown in fig. 9, according to another embodiment, the frustoconical lateral surface 13 of the body 16 is frosted in order to disperse a treatment beam 14 which would have been pointed outside the desired direction and also to make the aiming beam visible.
According to yet another embodiment, as shown in FIG. 10, a region 30 of the frustoconical lateral surface 13 of the body 16 of the lens 12 can be polished to reach, by effect of total reflection, the posterior parts of the eye. It is also possible to combine this embodiment with the previous one by roughening the rest of the frustoconical lateral surface of the body 16.
As a result, when the treatment beam is incorrectly aimed, that is to say outside the polished region 30, a dispersion of the treatment beam 14 is produced, which avoids the risk of burns at the level of the healthy eye tissue.
According to yet another embodiment shown in FIG. 11, there is disposed at the apex S of the body 16 of the lens 12, that is to say at the junction between this body and the protruding element 18, a base 32 in the form of a cap or dome, the concave spherical inner surface 34 is shaped to be able to substantially match the outer surface of the eye. From this inner surface 34 protrudes the protruding element 18 which has a tapered shape pointed towards the opening of the base 32. Preferably, this base 32 comes integrally with the body 16 and the protruding element 18, and it is made opaque to avoid the introduction into the eye of stray light.
This embodiment has the advantage of being able to perfectly position the lens on the eye and the base 32 forms, like the annular surface 26 of the embodiment of FIG. 5, a means of depth stop and positioning of the protruding element 18 on the sclera 1.
As seen in Figs. 2, 12, 13 and 14, the contact lens according to the invention likewise comprises a support means 40 in which the optical lens 12 is trapped and perfectly maintained.
This support means 40 allows the manipulation, in particular by a practitioner, of the contact lens according to the invention for the application of the lens 12 on the sclera 1. According to the embodiments shown respectively in FIGS. 2 and 12, the support means 40 consists of an enclosure 42 formed of a frustoconical portion 44 surmounted by a cylindrical portion 46. These two respectively cylindrical 46 and frustoconical portions 44 are shaped to receive inside of these ci a lens 12 such as those shown in figs. 3 to 10. The cylindrical guide part 20 which is formed on the base of the lens 12 comes to engage perfectly with a slight play in the cylindrical portion 46 so that the lens 12 can move freely and axially in the enclosure 42 of the support means 40.
In the rest state, as shown in FIG. 12, the lens 12 comes to rest by its frustoconical lateral surface 13 against the corresponding frustoconical interior surface 45 of the frustoconical region 44 which forms a seat, and this under the action of one or more elastically deformable members 48. For this purpose, the enclosure 42 of the support means 40 has at its base a flange in the form of a bowl or plate 50 which is preferably removably connected to the enclosure 42. For this purpose, fixing elements of the screw-nut type 52 provide the stable and removable mechanical connection between the flange 50 and the enclosure 42. The flange 50 has in its center an opening 54 through which is intended to pass the light beam 14.
The width of this opening 54 is less than the diameter of the internal longitudinal surface 47 of the longitudinal portion 46 of the enclosure 42, so that a flange 56 of this flange 50 partially covers the entry surface 22 of the lens 16 .
Thus, the re-entrant edge 56 forms a rear support element for the elastically deformable elements 48 which, in this embodiment, are constituted by small helical compression springs distributed around the periphery of the surface 22.
It is therefore understood that the two embodiments of FIGS. 2 and 12 are functionally identical, and that in these the optical lens 12 is able to translate longitudinally and axially inside the support means 40, and more particularly inside the enclosure 42 against of the antagonistic elastic action of the springs 48 when a force is exerted on the free end 19 of the protruding element 18. In the embodiment of FIG. 2, the free end of the frustoconical portion 44 forms an annular surface 60 intended to be applied directly to the sclera 1.
In the embodiment of FIG. 12, the top of the frustoconical portion 44 includes a base 62 of a shape similar to the base 32 of FIG. 11 and whose surface 64, which is intended to be positioned on the sclera 1, is of concave spherical shape and with a radius of curvature R close to that of the region of the eye where the sclera 1 is located. It will be noted that in the two embodiments of figures 2 and 12 respectively, the optical lens 12 in the rest state (FIG. 12) projects externally from the enclosure 42 of the support means 40. More particularly, the protruding element 18 comes out completely of the surfaces 60 and 64 respectively, as well as a part of the body 16 of the lens 12.
Thus, it is understood that in use, the practitioner comes to position the protruding element 18 on the sclera 1, for example substantially in line with the diseased tissues of the eye, then comes to press manually via the support means 40 in the direction of the sclera 1 which, under the action of the protruding element 18, compresses and deforms.
Thus, the sclera 1 passes from the thickness E1 to the thickness E2 (fig. 2) which considerably reduces the dispersion of the light beam which passes through it and this, as is supposed, thanks to a certain alignment of the fibers which comprise the tissues of the sclera due to the pressure exerted by the protruding element 18 on these tissues.
Of course, in the two embodiments which have just been described with the aid of FIGS. 2 and 12, the lens 12 could have been immobilized inside the support means 40 by making the protruding element come out of the enclosure 42 only. Thus, by positioning the support means 40, and more particularly the face 60 or the face 64 on the sclera 1, the protruding element 18 could sink into the sclera to a depth defined by the distance between the surface 60 or 64 and the end 19 of the protruding element 18.
However, to better control the pressure applied to the sclera 1 and, consequently, to avoid damaging it, it is preferable to make the optical lens 12 axially movable inside the support means 40 as shown in FIGS. . 2 and 12, by interposing between this lens 12 and the support means 40 elastically deformable elements 48. Thus, with a judicious choice of the elastic characteristics of the springs 48, one can choose the maximum pressure which is applied to the pathological region, and this depending on the type of sclera encountered. This arrangement therefore constitutes a system for limiting the pressure applied to the eye, this pressure being substantially constant for a given stroke of the lens 12 in the support means 40, whatever the force with which the practitioner presses the medium support 40 on the eye.
In another embodiment shown in FIGS. 13 and 14, the support element 40 consists of two elements 70 and 72 movable with respect to each other, the element 70 having substantially the same shape as the flange 50. The element 72, meanwhile , has a frustoconical interior surface 74 on which is intended to come to rest the frustoconical lateral surface 13 corresponding to the optical lens 12, but this in operating mode as shown in FIG. 13. This surface 74 forms a stop for the axial displacement of the element 72.
In order to be able to be perfectly guided axially with respect to each other, the two elements 70 and 72 of the support means 40 are interconnected by several axes 76 distributed around the periphery of these elements 70, 72. The axes 76 have a sufficient useful length to ensure free axial movement of the element 72 relative to the element 70. For this purpose, the element 70 has a flange 78 which can be continuous or produced in the form of ears in which come housing the pins 76. Between this flange 78 and the flange 70 is disposed a set of elastically deformable elements 80, here constituted by helical compression springs. It is therefore noted that in the idle state, as shown in FIG. 14, the element 72 is distant from the optical lens 12 which is fixedly attached to the element 70, for example by gluing.
In use, as shown in FIG. 13, as the protruding element 18 compresses the sclera 1, the element 72 which presses on the sclera, retreats against the action of the elastically deformable elements 80 until possibly coming to meet the surface frustoconical side 13 of the optical lens 12. Of course, this embodiment could include a base 64, as shown in FIG. 12, to allow better positioning and better seating of the lens 12 on the eye to be treated. It will be specified that the length of the axes 76 can be provided so that in the idle state, the end 19 of the lens is hidden in the element 72 in order to protect the protruding element 18.
The pressure threshold systems of Figs. 2 and 12 to 14 offer security during ophthalmological treatments and make it possible not to reach the stage of plastic deformation of the sclera.
Preferably, the support means 40 is made of a material which is non-reflective, which is sterilizable and opaque or which can be made opaque. This material can be a metallic material such as those commonly used in surgery. It will also be specified here that the elastically deformable elements can be interchanged to modify the pressure applied to the sclera by the optical lens 12, or be associated with means for adjusting this pressure. As shown in fig. 12a such means can be constituted by screw-nut systems 82 whose thread is engaged in the re-entrant edge 56 of the flange 50 and one end of which bears on the rear of each elastic element 48.
In this way, the element 48 is more or less compressed, which modifies, as a function of a determined stroke of the optical lens 12 inside the support means 40, the pressure applied to the sclera. Such an adjustment means can also be constituted by a stack of washers interposed between the re-entrant edge 56 and the elastically deformable elements 48. It is therefore understood that in the embodiments of FIGS. 2 and 12 to 14 of the support means 40, the support means 40 and the optical lens 12 are provided movable relative to one another with interposition between them of elastically deformable members.
It will be specified here that the protruding element 18 as well as the body 16 of the optical lens 12 are made of a material which must be transparent for treatment radiation little or not absorbed by the sclera, for example of a wavelength from 700 to 1100. 10 <-> <9> meters (700-1100 nanometers).
The protruding element 18 which comes into contact with the tissues must be sterilizable and must not react chemically with these tissues as well as with the liquid film between the protruding element itself and the tissues. It must have a refractive index close to that of water to minimize the reflection at the interface between the protruding end piece 18 and the tissues, namely a refractive index of between 1.3 and 1.7. By way of example, the material constituting the protruding element 18, and preferably the body 16 when they come from one material, are chosen from glass of the BK7 type, a crystalline material such as sapphire or yttrium garnet -aluminum (YAG), or an elastic organic material of the polymethyl methacrylate (PMMA) type.
The implementation of the contact lens according to the invention for transsclerotic / transchoroidal ophthalmotherapy is as follows.
First of all, the laser head TL is placed above the pathalogic eye and a light beam of sight is emitted which is visible and which makes it possible to point this laser head on the pathological region to be treated. Then, the contact lens according to the invention is placed in this bundle while trying to position the axis a in a normal manner to the eye of the patient. When it is considered that the contact lens is perfectly positioned, the aiming beam is replaced by a treatment beam which will reach the diseased tissue and treat it in particular by photocoagulation.
It will be noted that in this treatment method, the light beam 14 is emitted freely from the laser head TL, no mechanical connection existing between the contact lens 40 and the laser device used. The contact lens according to the invention being held manually by the practitioner, by means of the support means 40, it is possible to orient, on the sclera 1 which is suitably compressed, the longitudinal axis a of the optical lens 12 in order to guide the treatment light beam 14 appropriately inside the eye.