ES2268070T3

ES2268070T3 - Un sistema para derivar una lente intraocular.

Info

Publication number: ES2268070T3
Application number: ES02759549T
Authority: ES
Inventors: Timothy N. Turner; Charles R. Broadus
Original assignee: Bausch and Lomb Inc
Current assignee: Bausch and Lomb Inc
Priority date: 2001-09-10
Filing date: 2002-09-05
Publication date: 2007-03-16
Anticipated expiration: 2022-09-05
Also published as: DE60213260D1; JP2005516641A; ATE333236T1; AU2002324878A1; WO2003022137A3; DE60213260T2; EP1424932A2; CN1553783A; US6634751B2; EP1685793A3; CA2460041C; AU2002324878B2; US20030053025A1; EP1424932B1; WO2003022137A2; CA2460041A1; EP1685793A2; AU2002324878B8

Abstract

Un sistema de evaluación de lente intraocular in- cluyendo: un dispositivo de medición de superficie del ojo (12) para medir una cámara anterior del ojo de un pacien- te incluyendo una forma cornal anterior y otra posterior del ojo, y una profundidad de cámara anterior del ojo; un dispositivo de medición de longitud del ojo (14) para medir la longitud del ojo y el grosor del cristali- no; un calculador de lente intraocular (LIO) (24) conec- tado operativamente a cada uno del dispositivo de medi- ción del ojo y el dispositivo de medición de longitud del ojo para calcular una LIO para el ojo, usando al menos la forma anterior y posterior medidas, la profundidad de la cámara anterior, y la longitud del ojo en el cálculo; y un modelador ocular (18) conectado operativamente a cada uno de los dispositivos de medición y el calculador para modelar el ojo en base a la forma corneal anterior y posterior medidas, la profundidad de la cámara anterior, la longitud medida del ojo, el grosor del cristalino, y la LIO calculada; una base de datos de LIOs (20) para proporcionar una descripción técnica del modelo de LIO para uso en el modelador ocular; un evaluador óptico (22) para evaluar una pluralidad de modelos de ojo incluyendo cada uno el modelo de una LIO diferente; y una métrica para determinar el éxito de la evalua- ción óptica.

Description

Un sistema para derivar una lente intraocular.

Campo de la invención

Esta invención se refiere a un sistema para derivar una lente intraocular (LIO), adecuada para un paciente concreto y para sustituir su cristalino natural, pero enfermo, y más específicamente, a un sistema para derivar la potencia y otros parámetros que definen la LIO, en base a mediciones de la superficie corneal (tanto anterior como posterior) y mediciones de la longitud ocular (grosor del cristalino, posición del cristalino, y longitud axial) del ojo del paciente.

Antecedentes de la invención

Todas las personas, si viven lo suficiente, desarrollarán cataratas, que son opacidades degenerativas en el cristalino normal que limitan la visión y por lo tanto la calidad de vida. El curso normal del tratamiento es quitar quirúrgicamente el cristalino con catarata y sustituirlo por una lente intraocular sintética (LIO). Aunque hay muchas variedades de LIOs, su función es la misma: enfocar nítidamente en la retina las imágenes que ve una persona sin la ayuda de otras formas de corrección (gafas o lentes de contacto). Para ello, la LIO debe tener la potencia óptica adecuada. Una potencia excesiva hace que la imagen se forme delante de la retina, mientras que una potencia insuficiente hace que la imagen se forme detrás de la retina. Solamente cuando la imagen se enfoca en la retina, la imagen puede ser nítida.

Hay dos clases principales de LIOs en uso actual: esféricas y tóricas. Las LIOs tóricas pueden corregir el astigmatismo, que es la aberración óptica caracterizada por una variación sinusoidal doble de la potencia con el ángulo meridional. Las personas que tienen astigmatismo "según la regla" tienen su potencia máxima alineada primariamente en su plano infero-superior (es decir, vertical), mientras que las personas que tienen astigmatismo "en contra de la regla" tienen la potencia máxima alineada primariamente en su plano naso-temporal (es decir, horizontal). Pocos pacientes tienen alineaciones oblicuas entre los dos extremos más comunes.

Las LIOs esféricas se caracterizan por una potencia única y no pueden corregir el astigmatismo. Una tercera clase de LIOs especiales es de uso clínico reducido y combina características insólitas (como potencia multifocal) para superar defectos oculares especiales (como la presbiopía). Una cuarta clase de LIOs personalizadas no se utiliza clínicamente pero podría corregir potencialmente aberraciones ópticas de orden superior. Hay una diferencia significativa entre LIOs especiales y personalizadas. Éstas últimas intentan proporcionar una imagen óptica perfecta para un estado ocular concreto, mientras que las primeras ponen en peligro la calidad de la imagen en un intento de acomodación a diferentes estados del ojo.

Muchos factores contribuyen a la imagen que se obtiene y enfoca en la retina. Las partes del ojo que afectan a esta imagen incluyen la córnea, el cristalino, los humores acuoso y vítreo dentro del ojo, la forma retinal, y la película lacrimal superficial que cubre la córnea. Además, el enfoque óptico queda afectado tanto por la forma (curvatura, en particular) y posición de todas las superficies refractivas internas, los índices de refracción del material interviniente, así como la longitud axial del ojo en conjunto.

Se han realizado muchas investigaciones para lograr fórmulas tanto teóricas como empíricas para calcular la potencia de LIOs adecuada para un paciente concreto. Las fórmulas clínicamente establecidas de la potencia de las LIOs incluyen las fórmulas SRK, SRK II, SRK/T, Holladay I, Holladay II, Binkhorst, Olsen, Hoffer-Calenbrander, TMB, DKG y WPC. Retzlaff y colaboradores en su libro, Lens Implant Power Calculation, explican ampliamente muchas fórmulas de cálculo de potencia y los factores que influyen en el cálculo de la potencia.

Las fórmulas de cálculo de potencia de LIOs antes indicadas tienen en cuenta muchos factores tales como la curvatura corneal, profundidad de la cámara anterior, tamaño corneal en términos de la distancia horizontal blanco a blanco, la profundidad de la cámara anterior, el grosor del cristalino, y la longitud axial del ojo. Sin embargo, estas fórmulas también estiman la potencia corneal solamente a partir de mediciones de la curvatura queratométrica (K) de la superficie corneal anterior, que es un solo número (o dos en el caso de astigmatismo) medida típicamente con un queratómetro. No se incluye en estas fórmulas información relativa a la potencia corneal posterior real.

Los detalles de cómo se emplea K varían de una fórmula a otra. Por ejemplo, en SRK, K es solamente un parámetro en un análisis de regresión de los datos. Holladay, por otra parte, intenta estimar la potencia corneal real a partir de K. Esto se hace asumiendo que el radio posterior es exactamente 1,2 mm más pequeño que el radio anterior deducido de K (véase Journal of Cataract and Refractive Surgery, volumen 23, páginas 1360-1361, noviembre 1997). Aunque el método de Holladay puede parecer más satisfactorio, porque la potencia posterior no es ignorada, realmente no se añade más información. Dado que siempre se utiliza información empírica para sintonizar cada fórmula, el efecto de la potencia posterior se incluye automáticamente, pero solamente para la córnea normal de la población media.

No tener en cuenta la potencia real de la cornea posterior introduce la posibilidad de error en la derivación de la LIO. Solamente cuando la córnea posterior sigue de cerca a la córnea anterior, que se admite que constituye la mayor parte de los casos, es tolerable este olvido. Sin embargo, cuando la córnea posterior diverge significativamente de su superficie anterior, el resultado quirúrgico final es una "sorpresa refractiva" que solamente se podría haber anticipado si se hubiese medido la superficie corneal posterior y tenido en cuenta su potencia apropiadamente.

Otra simplificación que introdujo error en el cálculo de la potencia es no tener en cuenta la velocidad de onda localizada, la refracción interfacial, y la alineación de los rayos de sonda ópticos y acústicos empleados en dispositivos medidores oculares. En humanos, la línea de visión no está alineada en general a lo largo del eje óptico del ojo, sino que a menudo está sesgada varios grados del eje óptico. Los haces de sonda de luz y sonido no solamente se refractan en las interfaces inclinadas, sino que se refractan en direcciones opuestas. Esto tiene lugar porque los materiales más densos ralentizan típicamente la luz mientras que se incrementa la velocidad de sonido. Además, los instrumentos de ultrasonido A-scan se alinean típicamente a lo largo del eje óptico (dando las reflexiones más grandes), mientras que los instrumentos ópticos se alinean a lo largo del eje visual.

Otra simplificación que induce a error tiene lugar cuando la retina se considera como plana o uniformemente receptora. Aunque un plano de imagen plana es consistente con cálculos ópticos paraxiales, los análisis más sofisticados que simulan la imagen extendida (o función de dispersión puntual) quedan afectados por la curvatura inherente a la superficie fotorreceptora. La aberración esférica queda especialmente afectada. La forma estrecha larga de los fotorreceptores les da una receptividad dependiente del ángulo, como una fibra óptica. Cuando se toma en conjunto, esto es cuantificado por el efecto Stiles-Crawford conocido.

Un fallo importante de la tecnología actual es su incapacidad de calcular potencias de LIOs para ojos con córneas no normales. Estos incluyen todos los ojos afectados por enfermedad corneal y cirugía corneal y refractiva. El problema fundamental deriva de intentar asignar un único valor de curvatura (o dos en el caso de astigmatismo) a una superficie no esférica. La curvatura queratométrica, el segundo parámetro más importante en las fórmulas de potencia de LIOs corrientes, realiza esta asignación suponiendo que la superficie corneal anterior es de forma esférica. En realidad, la córnea virgen normal es elipsoidal alargada, una diferencia cuyas consecuencias se ocultan dentro de las construcciones empíricas de estas fórmulas. Las córneas postoperativas tienen formas claramente distintas, y por lo tanto, confunden los empirismos anteriores. Tales errores superficiales deformes solamente se pueden corregir si la forma corneal real (no sólo su curvatura queratométrica) se mide y tiene en cuenta apropiadamente.

Por lo tanto, se necesita un sistema donde las superficies corneales medidas reales, tanto anterior como posterior, y las alineaciones, formas, y posiciones de estos y otros componentes oculares importantes se usen conjuntamente en la derivación de la LIO que mejor se adapta al ojo del paciente.

Según la presente invención se facilita un sistema de evaluación de lente intraocular incluyendo:

un dispositivo de medición de superficie del ojo para medir una cámara anterior del ojo de un paciente incluyendo una forma cornal anterior y otra posterior del ojo, y una profundidad de cámara anterior del ojo;

un dispositivo de medición de longitud del ojo para medir la longitud del ojo y el grosor del cristalino;

un calculador de lente intraocular (LIO) conectado operativamente a cada uno del dispositivo de medición del ojo y el dispositivo de medición de longitud del ojo para calcular una LIO para el ojo, usando al menos la forma anterior y posterior medidas, la profundidad de la cámara anterior, y la longitud del ojo en el cálculo; y

un modelador ocular conectado operativamente a cada uno de los dispositivos de medición y el calculador para modelar el ojo en base a la forma corneal anterior y posterior medidas, la profundidad de la cámara anterior, la longitud medida del ojo, el grosor del cristalino, y la LIO calculada;

una base de datos de LIOs para proporcionar una descripción técnica del modelo de LIO para uso en el modelador ocular;

un evaluador óptico para evaluar una pluralidad de modelos de ojo incluyendo cada uno el modelo de una LIO diferente; y

una métrica para determinar el éxito de la evaluación óptica.

Breve descripción de los dibujos

La figura es un diagrama de bloques que representa un sistema según la presente invención.

Descripción de realizaciones preferidas

La figura 1 representa un sistema de derivación de lente intraocular 10 incluyendo un dispositivo de medición de superficie del ojo 12 y un dispositivo de medición de longitud del ojo 14, conectados ambos a un dispositivo central de procesado y almacenamiento 16. El procesador 16 incluye además un modelador ocular 18, una base de datos de LIOs 20, un evaluador óptico 22, y un simulador de imagen 26. El modelador ocular 18, la base de datos de LIOs 20, y el evaluador óptico 22, se pueden considerar conjuntamente y denominar un calculador de LIOs 24.

El dispositivo de medición de superficie 12 mide la forma y posición de superficies dentro de un segmento anterior del ojo del paciente. Como mínimo, éstas son las superficies corneales anterior y posterior. El dispositivo 12 es preferiblemente un dispositivo de topografía de córnea y segmento anterior, y más preferiblemente es un aparato Orbscan II que se puede adquirir en el mercado de Bausch & Lomb, Inc. El dispositivo 12 también puede ser una combinación de dispositivos conocidos que pueden medir la forma y posición de superficies dentro del segmento anterior del ojo.

El dispositivo de medición de longitud 14 es preferiblemente un dispositivo ultrasónico A-scan o B-scan, pero puede ser cualquier combinación de dispositivos adecuados para medir la longitud axial ocular, y la posición y el grosor del cristalino o incluso un dispositivo de medición óptica.

La división de la funcionalidad de medición representada en la figura 1 antes indicada no es importante, porque todas las mediciones serán combinadas por el modelador ocular 18. Por ejemplo, la profundidad de la cámara anterior, la distancia desde la córnea a la superficie anterior del cristalino, se pueden deducir de forma alternativa del dispositivo 12, que mide posiciones superficiales dentro del segmento anterior. Igualmente, el grosor corneal, que sitúa la superficie posterior, puede ser determinado por el dispositivo 14, que mide longitudes oculares.

El calculador de LIO 24 determina la lente correctora apropiada para el ojo desarrollando una pluralidad de modelos de ojo personalizados, cada uno en base a mediciones de dispositivos 12 y 14 y datos de LIOs tomados de la base de datos 20, y evaluando después ópticamente cada modelo con el dispositivo 22.

El cristalino con catarata, cuya influencia óptica es conocida en gran parte y cambia con el tiempo, no es parte de ningún modelo de ojo personalizado. Más bien, se introducen modelos de LIO prospectivos en sus posiciones implantadas prospectivas y son parte de los modelos de ojo personalizados. Cada modelo de ojo personalizado difiere de los otros solamente con respecto al modelo de LIO particular empleado. Un modelo de LIO puede ser puramente teórico, o puede ser una representación matemática exacta de un producto existente, cuya descripción es gestionada por la base de datos de LIOs 20.

La función primaria del modelador ocular 18 es construir modelos oculares personalizados, autoconsistentes, que con consistentes con los datos medidos. El modelador ocular, con su captación de todos los datos disponibles preferiblemente, es capaz de compensar las inconsistencias y algunas omisiones de datos en las mediciones realizadas por los dispositivos 12 y 14. Por ejemplo, como apreciarán los expertos en la materia, una vez que se establecen las superficies y sus orientaciones dentro del modelo ocular, el modelo se puede usar para corregir refracciones de interface de los haces de sonda acústicos y análogos. El modelador ocular también compensará las diferencias en la interpretación entre tecnologías de medición (primariamente ópticas y acústicas). Por ejemplo, el límite retinal detectado por ultrasonido está desviado de la superficie ópticamente detectora una distancia conocida en la técnica como el grosor retinal.

La realización preferida del modelador ocular usa funciones polinómicas a trozos conformantes para capturar la verdadera forma de todas las interfaces ópticas 18 (al menos las superficies cornales anterior y posterior y todas las superficies de LIO), así como la forma de la superficie retinal fotorreceptora.

El evaluador 22 evalúa preferiblemente ópticamente cada modelo de ojo usando técnicas estándar (óptica paraaxial, óptica de trazado de rayos, y/o óptica de difracción) y las clasifica en base a una métrica. Esta métrica puede ser un frente de onda óptica, o una función de dispersión puntual (PSF), o alguna función derivada del frente de onda óptica o PSF, o cualquier otra métrica que se pueda usar para determinar si se ha elegido una lente apropiada. No hay que evaluar todos los modelos de ojo posibles. La ordenación de los diferentes modelos de ojo (por ejemplo, por potencia de la LIO) y la comparación con la métrica permite la búsqueda iterativa con corrección local que a menudo se puede completar rápidamente en tiempo log más bien que en tiempo lineal. El evaluador 22 también puede emplear evaluaciones geométricas, (por ejemplo, curvatura de beneficio de las superficies corneales) más bien que las evaluaciones ópticas preferidas.

La realización preferida del evaluador óptico 22 usa óptica de trazado de rayos para calcular la aberración de onda y óptica difractiva para calcular la imagen enfocada caracterizada por la PSF. La realización preferida traza todos los rayos recibidos por la pupila y evalúa la PSF en una superficie curvada que se aproxima a la curvatura inherente en la superficie fotorreceptora. La realización preferida pondera todos los rayos según el efecto Stiles-Crawford.

La métrica preferida usada por el evaluador óptico 22 se basa en la PSF óptica, porque ésta es más representativa de la imagen real que cae en la retina. La métrica preferida también incluye algoritmos o funciones de procesado para imitar el procesado mental de la imagen retinal. Como observan muchos, nuestro ojo es un pobre instrumento óptico conectado al mejor procesador de imágenes existente: el cerebro humano. La mayor parte de nuestra competencia en visión se basa en la capacidad del cerebro de extraer la señal relevante de una imagen pobre, plagada de dispersión, brillo, y aberración - cromática o no. Por ejemplo, la presbiopía, o pérdida de acomodación con la edad, se remedia a menudo con lentes multifocales que impresionan simultáneamente imágenes tanto borrosas como nítidas en la retina. Esta funciona debido a la capacidad del cerebro de filtrar lo borroso y de ver la imagen nítida. De igual manera, la métrica preferida de la PSF debe imitar al cerebro en filtrar lo borroso en favor de la nitidez. Esto se puede llevar a cabo con algoritmos y técnicas estándar de procesado de imágenes.

Una vez que se ha calculado la PSF para la LIO seleccionada, la PSF se puede usar para generar una imagen retinal simulada por técnicas estándar. Esta imagen permitirá al doctor y al paciente ver y entender el resultado previsto del implante antes de la cirugía. Tal información es especialmente beneficiosa al intentar elegir una LIO especial, porque dará al paciente la posibilidad de ver el compromiso óptico que le ofrece la LIO especial.

Hay dos realizaciones preferidas del calculador de LIO 24, cada una de las cuales tiene un rango de validez diferente. La realización "normal" es válida solamente para ojos con córneas normales no comprometidas por enfermedad y cirugía. La realización "general" es válida para todos los ojos, comprometidos o no.

Los detalles descritos hasta ahora se aplican a la realización general. Obviamente, las técnicas ópticas paraxiales son inadecuadas en la realización general porque no pueden capturar aberración. Además, el cálculo general incluye todos los rayos de luz recibidos por la pupila. Dado que las superficies corneales medidas reales se emplean en el modelo de ojo personalizado, la PSF actual generada por este sistema óptico se puede calcular con precisión incluso para ojos post-quirúrgicos y comprometidos de otro modo. Y dado que se emplea un modelo de LIO exacto (no sólo potencia) en el modelo de ojo personalizado, la PSF real generada por este sistema óptico se puede calcular con precisión para las cuatro clases de LIOs: esféricas, tóricas, especiales y personalizadas.

La realización más restrictiva o normal del calculador de LIO se basa en las numerosas fórmulas de cálculo de potencia de LIO predominantes en el campo, que han sido validadas por millones de cirugías de catarata en todo el mundo. Las fórmulas clínicamente establecidas de potencia de LIO incluyen las fórmulas SRK, SRK II, SRK/T, Holladay I, Holladay II, Binkhorst, Olsen, Hoffer-Calenbrander, TMB, DKG y WPC. La realización normal de la invención corrige la curvatura queratométrica (K) con información basada en mediciones reales de la superficie corneal posterior. En esencia, la K derivada por queratómetro se personaliza por la potencia posterior medida del paciente. Hay numerosas formas para ello. Lo siguiente es un ejemplo específico que se basa en mediciones de la superficie corneal solamente para corrección de potencia posterior (la información anterior todavía se basa en el valor K medido con un queratómetro):

1. Medir K_{1} con un queratómetro. K_{1} es el valor inicial o no corregido que se usaría en la fórmula LIO estándar elegida.

2. Determinar la potencia de la superficie anterior A_{1} a partir de K_{1} usando relaciones de potencia superficial paraaxial (n_{K} = 1,3375 es el índice queratométrico estándar, n_{C} = 1,376 es el índice de refracción de la córnea):

A_{1} = \frac{n_{C}-1}{n_{K}-1}K_{1}

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3. Determinar la potencia de la superficie posterior P a partir de mediciones de la superficie corneal usando uno de los métodos siguientes:

3.1.: A partir de mediciones de la superficie corneal, calcular las potencias de trazado de rayos de toda la pupila para la córnea anterior A, y la córnea total C (ésta última incluye las superficies tanto anterior como posterior). Hallar después la potencia posterior equivalente P por sustracción de potencia paraxial (t es el grosor de la córnea):

P = \frac{C-A}{1-\frac{t}{n_{C}}A}

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3.2.: A partir de mediciones de la superficie posterior, ajustar paramétricamente la forma de la superficie posterior a una esfera, conoide, elipsoide, de otra superficie matemática. Hallar después la potencia superficial paraxial a partir de un radio de superficie R_{p} (n_{q} = 1,336 es el índice de refracción del humor acuoso):

P = \frac{n_{Q}-n_{C}}{R_{P}}

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3.3.: A partir de mediciones de la superficie posterior, calcular una curvatura local de la superficie posterior y promediarlo en la pupila aparente. Hallar después la potencia superficial paraxial a partir de una curvatura posterior promediada:

P = (n_{Q}-n_{C})\overline{K}_{P}

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4. Combinar paraxialmente A_{1} y P en la mejor estimación de la potencia corneal real C_{2}.

C_{2} = A_{1} + P - \frac{t}{n_{C}}A_{1}P

5. Determinar K_{2} a partir de la relación K(C) normal. Este paso es necesario para refundir la mejor estimación de la potencia corneal real C_{2} a una forma utilizable por la fórmula LIO estándar.

K_{2} = K(C_{2})

K_{2}, el valor corregido de K_{1}, se introduce en la fórmula estándar. Para ojos normales, K_{1} y K_{2} son esencialmente idénticos. Sin embargo, cuando la superficie posterior es anormal con respecto a su superficie anterior, K_{2} corrige esta diferencia y evita una sorpresa refractiva.

La relación C(K), y su inversa K(C), son funciones no lineales, sino monotónicas, que capturan la relación entre potencia de córnea real y curvatura queratométrica en la población de ojos normales. La relación C(K) es un ajuste a datos, obtenido siguiendo los pasos 1-4 anteriores para una gran población de ojos normales. Como ejemplo de estos datos, véase Turner, T. N. (April 1998) "Does keratometry really estimate corneal power", diapositiva 16, en Orbscan Presentations, October 2000 Edition, que se puede obtener de Bausch & Lomb. Se estima que la relación C(K) puede ser la edad, género y raza localizada.

La realización más restrictiva o normal de la invención incluye todas las partes de la realización general: modelador ocular 18, base de datos de LIOs 20, evaluador óptico 22, y simulador de imagen 26. En el ejemplo anterior, el modelo ocular incluía solamente la córnea y no usaba la base de datos de LIOs. Sin embargo, dado que la PSF es modificada por la LIO implantada de más formas que el desenfoque, se puede obtener una solución más exacta incluyendo la LIO en el modelo ocular. La LIO la seleccionaría el cirujano en base a la solución no corregida dada por la fórmula de potencia estándar elegida. La definición de modelo se recupera después de la base de datos de LIOs e incorpora en el modelo ocular. A continuación, el evaluador óptico determina la posición del plano focal óptimo, que es necesaria en el cálculo de la potencia del sistema. En este sistema de tres elementos, la extracción de la potencia posterior P es más compleja que el algoritmo dado en el paso 3.1, pero todavía es una operación paraxial. Finalmente, usando la PSF calculada, el simulador de imagen puede presentar una imagen retinal simulada que incorpora la LIO seleccionada en la pantalla 28.

Se hace notar que el uso de óptica paraxial al trasladar y combinar potencias (por ejemplo, en los pasos 2, 3 y 4 anteriores ) está justificado solamente dentro del contexto de la realización más restrictiva o normal, que debe conectar con fórmulas LIO existentes. Esto es consistente con las justificaciones teóricas de tales fórmulas, que se basan en óptica paraxial, y es fundamentalmente consistente con el uso de potencia, que es un concepto paraxial.

La realización más restrictiva normal de la invención puede derivar LIOs de todas las clases que se pueden derivar por las fórmulas estándar, es decir, LIOs esféricas, tóricas y especiales. Por otra parte, las LIOs personalizadas deberán emplear la realización general, porque no se deberá usar ninguna aproximación paraxial al intentar corregir aberraciones de orden superior.

Claims

1. Un sistema de evaluación de lente intraocular incluyendo:

un dispositivo de medición de superficie del ojo (12) para medir una cámara anterior del ojo de un paciente incluyendo una forma cornal anterior y otra posterior del ojo, y una profundidad de cámara anterior del ojo;

un dispositivo de medición de longitud del ojo (14) para medir la longitud del ojo y el grosor del cristalino;

un calculador de lente intraocular (LIO) (24) conectado operativamente a cada uno del dispositivo de medición del ojo y el dispositivo de medición de longitud del ojo para calcular una LIO para el ojo, usando al menos la forma anterior y posterior medidas, la profundidad de la cámara anterior, y la longitud del ojo en el cálculo; y

un modelador ocular (18) conectado operativamente a cada uno de los dispositivos de medición y el calculador para modelar el ojo en base a la forma corneal anterior y posterior medidas, la profundidad de la cámara anterior, la longitud medida del ojo, el grosor del cristalino, y la LIO calculada;

una base de datos de LIOs (20) para proporcionar una descripción técnica del modelo de LIO para uso en el modelador ocular;

un evaluador óptico (22) para evaluar una pluralidad de modelos de ojo incluyendo cada uno el modelo de una LIO diferente; y

una métrica para determinar el éxito de la evaluación óptica.

2. Un sistema según la reivindicación 1, donde el dispositivo de medición de superficie del ojo es un dispositivo de topografía corneal.

3. Un sistema según la reivindicación 1, donde el dispositivo de medición de superficie del ojo (12) es un dispositivo Orbscan®.

4. Un sistema según cualquier reivindicación anterior, donde el dispositivo de medición de longitud del ojo (14) es un dispositivo A-scan.

5. Un sistema según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, donde el dispositivo de medición de longitud del ojo (14) es un dispositivo B-scan.

6. Un sistema según cualquier reivindicación anterior, donde el evaluador óptico (22) incluye software trazador de rayos.

7. Un sistema según cualquier reivindicación anterior, incluyendo además un simulador de imagen (26) para presentar una imagen retinal simulada que incorpora una LIO seleccionada.

8. Un sistema según cualquier reivindicación anterior, donde un factor de queratometría (k) y un factor de radio de curvatura corneal (r) en una fórmula conocida de cálculo de potencia de LIO se deriva en base a la curvatura corneal anterior y posterior medida y forma una porción de la LIO.

9. Un sistema según la reivindicación 8, donde la fórmula conocida de cálculo de potencia de LIO se toma de un grupo que consta de una fórmula SRK, SRKII, SRK/T, Holladay I, Holladay II, Binkhorst, Olsen, Hoffer-Calenbrander, TMB, DKG y WPC.