ES2306433T3 - Lente intraocular. - Google Patents
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Abstract
Lente oftálmica (10) que comprende; una óptica (12) que presenta una superficie anterior refractiva (14) y una superficie posterior refractiva (16), proporcionando dichas superficies cooperativamente una potencia óptica en un intervalo de aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D, tal como se mide en un medio que presenta un índice de refracción sustancialmente similar al humor acuoso del ojo, caracterizada porque un perfil de por lo menos una de dichas superficies está definido por la siguiente relación: (Ver fórmula) en la que, z denota un abombamiento de la superficie a una distancia radial r de un eje óptico (18) de la lente, c denota la curvatura de la superficie en su ápice (en la intersección del eje óptico con la superficie) k denota una constante cónica, a1 denota un coeficiente asférico de segundo orden, a2 denota un coeficiente asférico de cuarto orden, y a3 denota un coeficiente asférico de sexto orden. en la que c oscila entre 0,0369 (1/27,1) mm- 1 y 0,0541 (1/18,5) mm- 1 , k oscila entre -73 y -27, a1 oscila entre -0,0000209 mm- 1 y -0,0000264 mm- 1 , a2 oscila entre -0,0000297 mm- 3 y -0,0000131 mm- 3 , y a3 oscila entre 0,00000978 mm- 5 y 0,00000846 mm- 5 .
Description
Lente intraocular.
La presente invención se refiere generalmente a
lentes oftálmicas, y más particularmente, a lentes intraoculares
que presentan perfiles asféricos. De forma general, la asfericidad
describe el grado en el que una superficie curvada tridimensional
se desvía de una forma ideal esférica. En el caso de una lente, la
asfericidad puede manifestarse en la superficie anterior, la
superficie posterior, o en el efecto combinado de ambas superficies
al refractar la luz que pasa a través de la lente.
Los principales componentes ópticos del ojo
natural son la córnea, que forma la parte anterior del ojo, y el
cristalino natural del ojo, situado dentro del ojo. La córnea es el
primer componente del sistema ocular y proporciona aproximadamente
dos tercios de la potencia de enfoque del sistema. El cristalino
proporciona la capacidad de enfoque restante del ojo.
Una lente intraocular (IOL) se implanta
habitualmente en el ojo de un paciente durante una cirugía de
cataratas para compensar la pérdida de potencia óptica cuando se
extrae el cristalino. En muchos casos, sin embargo, el rendimiento
óptico de la IOL puede degradarse por aberraciones inherentes de la
córnea. La córnea humana generalmente exhibe una aberración
esférica positiva, que está habitualmente compensada por una
aberración esférica negativa del cristalino natural. Si esta
aberración esférica positiva de la córnea no se tiene en cuenta,
afectará negativamente al enfoque de la luz por el sistema combinado
de córnea e IOL implantada. Se conocen lentes intraoculares que
compensan la aberración esférica. Sin embargo, no hay consenso en
como o el grado en el que una IOL debería compensar la aberración
de la córnea. Por consiguiente, existe la necesidad de lentes
oftálmicas mejoradas y particularmente IOL que aborden el problema
de la aberración esférica.
El documento US-2004/0156014
(Piers et al) describe un método para diseñar una lente
oftálmica multifocal con un foco base y por lo menos un foco
adicional, capaz de reducir aberraciones del ojo para por lo menos
uno de los focos después de su implantación, que comprende los pasos
de: (i) caracterizar por lo menos una superficie de la córnea como
un modelo matemático; (ii) calcular las aberraciones resultantes de
dicha(s) superficie(s) de la córnea empleando dicho
modelo matemático; (iii) modelar la lente oftálmica multifocal de
modo que un frente de onda que llegue desde un sistema óptico que
comprende dichas lentes y dicha por lo menos una superficie de la
córnea obtenga aberraciones reducidas para por lo menos uno de los
focos. También se da a conocer un método para seleccionar una lente
oftálmica multifocal, un método para diseñar una lente oftálmica
multifocal basada en datos de la córnea de un grupo de pacientes, y
una lente oftálmica multifocal.
\vskip1.000000\baselineskip
La presente invención se define en las
reivindicaciones adjuntas.
La presente invención generalmente proporciona
lentes oftálmicas que exhiben un grado seleccionado de aberración
esférica negativa sobre un intervalo de potencias (por ejemplo, de
16 D a 25 D) para así compensar la aberración esférica positiva de
la córnea. En muchas formas de realización, una o más superficies de
lente se configuran para presentar perfiles asféricos para que así
las lentes exhiban un grado deseado de aberración esférica
negativa.
En un aspecto, la presente invención proporciona
una lente oftálmica (por ejemplo, una IOL) que comprende una óptica
que presenta una superficie óptica anterior y una superficie óptica
posterior, en la que la óptica proporciona una potencia óptica en
un intervalo de aproximadamente 6 a aproximadamente 34 D, y más
preferentemente en un intervalo de aproximadamente 16 D a
aproximadamente 25 D medido en un medio que presenta un índice de
refracción sustancialmente similar al del humor acuoso del ojo (por
ejemplo, aproximadamente 1,336). Por lo menos una de las
superficies ópticas están caracterizadas por un perfil base asférico
de modo que la óptica exhibe una aberración esférica negativa en un
intervalo de aproximadamente -0,202 micras a aproximadamente -0,190
micras en el intervalo de potencias. Los valores de aberración
esférica, definidos por el valor cuadrático medio (RMS) de la
aberración, medido sobre una pupila de 6 mm, cuando se implanta en
el ojo humano (o un ojo modelo), que puede corresponder a un tamaño
de apertura de la lente de aproximadamente 5 mm para una lente
oftálmica implantada en la bolsa capsular humana. Hasta que se
indique de otro modo, los valores de aberración esférica citados
están basados en estos criterios, y por consiguiente, para facilitar
la descripción, la definición de RMS y la calificación de 6 mm se
omitirá en conexión con valores de aberración esférica citados en
las secciones siguientes.
En un aspecto relacionado, el perfil de base
asférica puede caracterizarse por una constante cónica en un
intervalo de, por ejemplo, de aproximadamente -73 a aproximadamente
-27 con la potencia de la lente residiendo en un intervalo de
aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D.
\newpage
En otro aspecto, el perfil de perfil de base
asférico puede definirse según la siguiente relación:
en la
que,
z denota un abombamiento de la superficie a una
distancia radial r de un eje óptico de la lente,
c denota la curvatura de la superficie en su
ápice (en la intersección del eje óptico con la superficie)
k denota una constante cónica,
a_{1} denota un coeficiente asférico de
segundo orden,
a_{2} denota un coeficiente asférico de cuarto
orden, y
a_{3} denota un coeficiente asférico de sexto
orden.
En un aspecto relacionado, la óptica puede
proporcionar una potencia óptica en un intervalo de aproximadamente
6 D a aproximadamente 30 D, y una superficie asférica de la lente
puede caracterizarse por la relación anterior con c oscilando entre
aproximadamente 0,0152 mm^{-1} y aproximadamente 0,0659 mm^{-1},
k oscilando entre aproximadamente -1162 y aproximadamente -19,
a_{1} oscilando entre aproximadamente -0,00032 mm^{-1} y
aproximadamente -0,00020 mm^{-1}, a_{2} oscilando entre
aproximadamente -0,0000003 (menos 3\times10^{-7}) mm^{-3} y
aproximadamente -0,000053 (menos 5,3\times10^{-5}) mm^{-3}, y
a_{3} oscilando entre aproximadamente 0,0000082
(8,2\times10^{-6}) mm^{-5} y aproximadamente 0,000153
(1,53\times10^{-4}) mm^{-5}.
En otro aspecto, la óptica puede proporcionar
una potencia óptica en un intervalo de aproximadamente 16 D a
aproximadamente 25 D, y una superficie asférica de la lente puede
caracterizarse por la relación anterior con c oscilando entre
aproximadamente 0,0369 (1/27,1) mm^{-1} y aproximadamente 0,0541
(1/18,5) mm^{-1}, k oscilando entre aproximadamente -73 y
aproximadamente -27, a_{1} oscilando entre aproximadamente
-0,000209 mm^{-1} y aproximadamente -0,000264 mm^{-1}, a_{2}
oscilando entre aproximadamente -0,0000297 mm^{-3} y
aproximadamente -0,0000131 mm^{-3}, y a_{3} oscilando entre
aproximadamente 0,00000978 mm^{-5} y aproximadamente 0,00000846
mm^{-5}.
En otro aspecto, la óptica de la lente oftálmica
exhibe un factor de forma en un intervalo de aproximadamente -0,016
a aproximadamente 0,071. Además, el plano principal de la óptica
puede exhibir un cambio de desviación en un intervalo de
aproximadamente -0,019 mm a aproximadamente +0,018 mm en relación a
un plano deseado de la lente como el plano definido por las dos
hápticas - uniones ópticas con la óptica, con la óptica
proporcionando una potencia óptica en un intervalo de
aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D.
La lente oftálmica puede formarse en una
variedad de materiales, que son preferentemente biocompatibles. A
título de ejemplo, la óptica puede formarse en un material
polimérico acrílico blando. Otros ejemplos de materiales adecuados
comprenden, sin limitación, materiales poliméricos de hidrogel y
silicona.
En otro aspecto, una lente oftálmica se da a
conocer que comprende una óptica que presenta una superficie
anterior y una superficie posterior, que proporcionan
cooperativamente una potencia óptica en un intervalo de
aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D. Por lo menos una de las
superficies exhibe un perfil de base asférico para así proporcionar
una aberración esférica negativa para compensar, al implantarse en
el ojo, una aberración esférica positiva de la córnea de modo que
la aberración esférica residual de un sistema óptico combinado de
la lente y córnea alcance un valor deseado. La aberración esférica
de la córnea humana puede oscilar desde aproximadamente 0,194 a
0,284 micras - una variación en un intervalo de 0,09 micras. Para
evitar sobrecorrección, la aberración esférica de la lente (por
ejemplo, desde aproximadamente -0,202 micras a aproximadamente
-0,190 micras) puede establecerse para corregir el extremo inferior
de la aberración esférica de la córnea. Como resultado, en algunas
formas de realización, la aberración esférica residual del sistema
óptico combinado de la lente y córnea puede ser un valor positivo
menor que aproximadamente 0,14 micras, por ejemplo, en un intervalo
desde aproximadamente +0,006 a aproximadamente +0,09 micras (como se
comenta posteriormente, incluso una aberración esférica de +0,14
micras puede ser beneficiosa). La aberración esférica residual puede
medirse, por ejemplo, en un ojo modelo que comprende la lente
oftálmica y un modelo de córnea que exhibe una aberración esférica
positiva seleccionada (por ejemplo, una aberración esférica promedio
de la córnea humana). Alternativamente, la aberración esférica
residual puede medirse en un ojo humano en el que se implanta la
lente oftálmica.
En un aspecto relacionado, en la lente oftálmica
anterior, el perfil de base asférico está caracterizado por una
constante cónica en un intervalo de aproximadamente -73 a
aproximadamente -27, Además, la lente puede exhibir un factor de
forma en un intervalo de aproximadamente -0,016 a aproximadamente
0,071.
En otro aspecto, una lente oftálmica (por
ejemplo, una IOL) se da a conocer que comprende una óptica que
presenta una superficie anterior y una superficie posterior, en la
que la óptica proporciona una potencia óptica en un intervalo de
aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D. La óptica comprende un
plano principal que exhibe un cambio de desviación en un intervalo
de aproximadamente -0,019 mm a aproximadamente +0,018 mm desde un
plano seleccionado de la óptica. Además, por lo menos una de las
superficies está caracterizada por un perfil de base asférico de
modo que la óptica exhibe una aberración esférica negativa en un
intervalo de aproximadamente -0,202 micras a aproximadamente -0,190
micras a través de dicho intervalo de potencias.
En un aspecto relacionado, la lente oftálmica
anterior comprende un par de hápticas acopladas a la misma, y el
plano principal exhibe el cambio de desviación antes mencionado (en
un intervalo de aproximadamente -0,019 mm a aproximadamente +0,018
mm) en relación al plano definido por las uniones de las hápticas
con la óptica.
Una comprensión adicional de la invención puede
obtenerse con relación a la siguiente descripción detallada junto
con los dibujos asociados, que se comentan brevemente
posteriormente.
La figura 1 es una vista lateral esquemática de
una IOL según una forma de realización de la invención;
la figura 2 es otra vista lateral de la lente de
la figura 1 que ilustra un plano principal de la lente que está
desviado de un plano deseado de la lente (HP);
la figura 3 muestra unos gráficos que ilustran
variaciones de factor de forma y desviación de plano principal de
una pluralidad de ejemplos de lente diseñados teóricamente como una
función de la potencia de la lente sobre un intervalo de potencias
de aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D;
la figura 4A muestra una pluralidad de Curvas
MTF calculadas para ojos modelo que presentan una lente esférica y
asférica para una pluralidad de diferentes asimetrías de la córnea
en un tamaño de pupila de 3 mm, y
la figura 4B muestra una pluralidad de Curvas
MTF calculadas para ojos modelo que presentan una lente esférica y
asférica para una pluralidad de diferentes asimetrías de la córnea
en un tamaño de pupila de 5 mm.
La presente invención se refiere generalmente a
lentes oftálmicas (por ejemplo, lentes intraoculares) que exhiben
un grado seleccionado de aberración esférica negativa para así
compensar la aberración esférica positiva de la córnea (por
ejemplo, una aberración esférica positiva promedio de la córnea de
una población de pacientes), proporcionando con ello un contraste
de imagen mejorado.
Haciendo referencia a la figura 1, una IOL 10
según una forma de realización de la invención comprende una óptica
12 que presenta una superficie óptica anterior 14 y a superficie
óptica posterior 16. En esta forma de realización, las superficies
ópticas anterior y posterior 14 y 16 están dispuestas simétricamente
aproximadamente en el eje óptico 18, En otras formas de
realización, una o ambas superficies pueden exhibir algún grado de
asimetría en relación con el eje óptico 18. La lente de ejemplo 10
comprende además unos elementos de fijación o hápticas 20 que se
extienden radialmente para su situación en un ojo de un paciente.
Aunque en esta forma de realización la óptica 12 está formada en un
polímero acrílico blando (por ejemplo, un material utilizado para
formar lentes disponibles comercialmente comercializadas bajo la
marca comercial Acrysof®), en otras formas de realización, puede
formarse en cualquier otro material biocompatible adecuado, tal como
silicona o hidrogel. Los elementos de fijación 20 pueden también
estar formados integralmente con la óptica y en el mismo material
(una lente de "una pieza"), o formados separadamente a partir
de materiales ópticos poliméricos adecuados, como
polimetilmetacrilato, polipropileno y similar (lente
"multicomponentes"). A título de ejemplos adicionales, la
patente US nº 6.416.550, que se incorpora como referencia, da a
conocer materiales adecuados para formar la IOL 10.
En esta forma de realización, las superficies
ópticas 14 y 16 presentarán generalmente formas convexas, aunque
pueden emplearse también otras formas (por ejemplo, cóncavas o
planas) para formar aquellas superficies, por ejemplo, lentes
plano-convexas o plano-cóncavas. El
término "lente intraocular" y su abreviación "IOL" se
utilizan en el presente documento de modo intercambiable para
describir lentes implantadas en el interior de un ojo para
sustituir el cristalino natural del ojo o para de otro modo aumentar
la visión independientemente de si se extrae el cristalino natural.
Lentes intracorneales y lente fáquicas son ejemplos de lentes que
pueden implantarse en el ojo sin retirar el cristalino natural.
En esta forma de realización, las curvaturas de
las superficies ópticas 14 y 16, junto con el índice de refracción
del material que forma la óptica, se selecciona de modo que la
óptica pueda proporcionar una potencia óptica refractiva en un
intervalo de aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D. A título
de ejemplo, en algunas formas de realización, la lente exhibe una
potencia óptica en este intervalo cuando se sitúa en un medio que
presenta un índice de refracción de aproximadamente 1,336 (por
ejemplo, el humor acuoso del ojo).
\newpage
Haciendo referencia continuada a la figura 1,
mientras la superficie anterior 14 de la óptica 12 está
caracterizada por un perfil de base sustancialmente esférico, la
superficie posterior 16 se caracteriza por un perfil de base
asférico. Es decir, la superficie posterior 16 comprende un perfil
de base que es sustancialmente coincidente con un perfil
supuestamente esférico 16a (mostrado por líneas de trazos) a
distancias radiales pequeñas del eje óptico pero que exhibe una
desviación incremental del perfil esférico al aumentar la distancia
radial del eje óptico. En muchas formas de realización, la
asfericidad de la superficie posterior se selecciona de modo que la
óptica exhibe una aberración esférica negativa en un intervalo de
aproximadamente -0,202 (menos 0,202) micras a aproximadamente
-0,190 (menos 0,190) micras. Una lente con dicha aberración esférica
negativa podría compensar, al implantarse en el ojo, una aberración
esférica positiva de la córnea. Consecuentemente, una aberración
esférica residual de un ojo humano que incorpore dicha lente, como
un sistema óptico combinado de lente y córnea, puede alcanzar dicho
valor deseado. Como se ha observado anteriormente, la aberración
esférica de la córnea humana puede oscilar desde aproximadamente
0,194 a 0,284 micras. Es decir, puede mostrar una variación en un
intervalo de 0,09 micras. Para evitar la sobrecorrección, en muchas
formas de realización la aberración esférica negativa de la lente
(que puede oscilar desde aproximadamente -0,202 micras a
aproximadamente -0,190 micras) puede corregir el extremo inferior
de la aberración esférica de la córnea. Como resultado, en muchas
formas de realización, la aberración esférica residual del ojo, al
implantar una IOL, puede ser mayor que cero y menor que
aproximadamente +0,14 micras, (por ejemplo, en un intervalo desde
aproximadamente +0,006 a aproximadamente +0,09 micras). Como se
comenta posteriormente, evaluaciones del rendimiento óptico han
mostrado que incluso con una aberración esférica de +0,14 micras, la
IOL asférica todavía es superior a una lente esférica respectiva.
Dicha aberración esférica residual puede medirse, por ejemplo, en un
ojo modelo que incorpora la lente y que presenta un modelo de
córnea asférica con una asfericidad seleccionada (por ejemplo,
igual a la asfericidad corneal promedio de una población).
Alternativamente, la aberración esférica residual puede medirse en
un ojo natural en el que se implanta la lente.
En algunas formas de realización, el perfil
asférico de la superficie posterior puede definirse según la
siguiente relación:
en la
que,
z denota un abombamiento de la superficie a una
distancia radial r de un eje óptico de la lente,
c denota la curvatura de la superficie en su
ápice (en la intersección del eje óptico con la superficie); c=1/r
en la que
r denota el radio de la superficie en su
ápice,
k denota una constante cónica,
a_{1} denota un coeficiente asférico de
segundo orden,
a_{2} denota un coeficiente asférico de cuarto
orden, y
a_{3} denota un coeficiente asférico de sexto
orden.
En algunas formas de realización, la óptica
puede proporcionar una potencia óptica en un intervalo de
aproximadamente 6 D a aproximadamente 30 D, y una superficie
asférica de la lente puede caracterizarse por la relación anterior
con c oscilando entre aproximadamente 0,0152 mm^{-1} y
aproximadamente 0,0659 mm^{-1}, k oscilando entre aproximadamente
-1162 y aproximadamente -19, a_{1} oscilando entre aproximadamente
-0,00032 mm^{-1} y aproximadamente -0,00020 mm^{-1}, a_{2}
oscilando entre aproximadamente -0,0000003 (menos
3\times10^{-7}) mm^{-3} y aproximadamente -0,000053 (menos
5,3\times10^{-5}) mm^{-3}, y a_{3} oscilando entre
aproximadamente 0,0000082 (8,2\times10^{-6}) mm^{-5} y
aproximadamente 0,000153 (1,53\times10^{-4}) mm^{-5}.
En otras formas de realización, la óptica puede
proporcionar una potencia óptica en un intervalo de aproximadamente
16 D a aproximadamente 25 D, y una superficie asférica de la lente
puede caracterizarse por la relación anterior con c oscilando entre
aproximadamente 0,0369 (1/27,1) mm^{-1} y aproximadamente 0,0541
(1/18,5) mm^{-1}, k oscilando entre aproximadamente -73 y
aproximadamente -27, a_{1} oscilando entre aproximadamente
-0,000209 mm^{-1} y aproximadamente -0,000264 mm^{1}, a_{2}
oscilando entre aproximadamente -0,0000297 mm^{-3} y
aproximadamente -0,0000131 mm^{-3}, y a_{3} oscilando entre
aproximadamente 0,00000978 mm^{-5} y aproximadamente 0,00000846
mm^{-5}.
Aunque en esta forma de realización, la
superficie posterior de la óptica comprende un perfil asférico, en
otras formas de realización, la superficie anterior puede ser
asférica. Alternativamente, puede impartirse un cierto grado de
asfericidad a ambas superficies para así lograr una aberración
esférica negativa deseada adecuada para compensar una aberración
esférica positiva de la córnea.
En muchas formas de realización, las superficies
ópticas anterior y posterior (y más particularmente, sus
curvaturas) se seleccionan para impartir de este modo un factor de
forma deseado a la lente. Como se conoce en la técnica, el factor
de forma de una lente puede definirse por la relación siguiente:
en la que r_{1} denota un radio
de una superficie y r_{2} el de la otra (para una superficie
asférica, el radio puede medirse en su ápice). Alternativamente,
para una superficie asférica, una curvatura promedio (recíproco de
radio promedio) puede definirse por la relación
siguiente:
en la
que,
C_{eff} denota una curvatura efectiva de la
superficie asférica,
C_{base} denota la curvatura de la superficie
en su ápice, y
a_{1} denota el coeficiente asférico de 2º
orden par como se ha definido en anteriormente en la Ec. (1).
La curvatura media puede utilizarse, por
ejemplo, en el cálculo del factor de forma y la posición del plano
principal de la lente.
En muchas formas de realización, el factor de
forma de la lente se selecciona para estar en un intervalo de
aproximadamente -0,016 a aproximadamente 0,071, aunque también
pueden emplearse otros factores de forma.
Haciendo referencia a la figura 2, en algunas
formas de realización, la lente 10 comprende un plano principal 22
que está desviado en relación a un plano deseado de la lente plana
como el plano definido por las uniones de las dos hápticas y la
óptica (plano HP) a una distancia seleccionada, por ejemplo, en un
intervalo de aproximadamente -0,019 a aproximadamente +0,018, En
muchas formas de realización, la posición del plano principal de la
lente en relación al plano de las hápticas puede calcularse del
siguiente modo. El plano de las hápticas situado en la línea
central del borde de la lente presentará una distancia (HL) desde el
ápice de la superficie posterior ápice especificada por la relación
siguiente:
en la que Sag_{2} denota la
altura de abombamiento de la superficie posterior en el borde de la
lente, y ET representa el espesor del borde de la IOL. Desde el
ápice de la superficie posterior, la posición relativa del segundo
plano principal puede obtenerse por la siguiente
relación:
en la que n_{1} y n_{2} son,
respectivamente, los índices de refracción de un medio que rodea la
lente y del material que forma la lente, F_{1} y F_{L} son,
respectivamente, las potencias de la primera superficie (superficie
anterior) y de la lente completa, y d es el espesor central de la
IOL. La posición del segundo punto principal en relación con el
plano de las hápticas (el plano de anclaje de la IOL) puede, por lo
tanto, obtenerse por la relación
siguiente:
en la que \DeltaPP_{2} denota a
un cambio de desviación del plano principal, y los otros parámetros
se han definido
anteriormente.
A título ilustrativo, la Tabla 1 a continuación
detalla los parámetros ejemplificativos (como el radio de curvatura
las superficies anterior y posterior, los coeficientes de
asfericidad de la superficie posterior, así como el espesor central
de la lente) de una pluralidad de diseños ejemplificativos según
algunas formas de realización de la invención:
\newpage
\dotable{\tabskip\tabcolsep#\hfil\tabskip0ptplus1fil\dddarstrut\cr}{
\cr}
\newpage
A título de ejemplo adicional, la figura 3
muestra variaciones del factor de forma y desviación del plano
principal como una función de la potencia óptica de la lente en las
formas de realización de la lente 10 que presenta los parámetros
detallados en la Tabla 1 anterior.
Para mostrar la eficacia de IOL asféricas según
la invención al proporcionar rendimiento óptico mejorado, la
calidad de la imagen obtenida por dicha IOL fue investigada
teóricamente empleando el modelo de ojo de
Alcon-Navarro, el modelo de ojo Navarro fue
modificado para presentar un modelo de córnea asférico, para córneas
que presentan a intervalo de aberraciones. La calidad de la imagen
se evaluó calculando funciones de transferencia de modulación (MTF)
exhibidas por el modelo de ojo en una longitud de onda de 550 nm
para modelos de córnea que presentan una aberración esférica humana
promedio así como para modelos de córnea en los que la aberración
esférica de la córneas se desvía en +/-1 desviación estándar de la
aberración promedio. Además, la MTF exhibida por una lente similar
que carece de asfericidad se calculó también para compararla con la
de la lente asférica. Como conocen los expertos ordinarios en la
materia, la MTF proporciona una medida cuantitativa del contraste
de la imagen exhibida por un sistema óptico, por ejemplo, un sistema
formado por una IOL y la córnea. Más específicamente, un MTF de un
sistema óptico de formación imagen, como una lente, puede definirse
como el ratio del contraste asociado con la imagen de un objeto
formado por el sistema óptico en relación al contraste asociado con
el objeto.
Los parámetros corneales utilizados por los
cálculos MTF anteriores se resumen en la tabla 2 posterior:
\vskip1.000000\baselineskip
La potencia óptica de las lentes asférica y
esférica se seleccionó para ser 22 D en un medio acuoso que la
rodea que presenta un índice de refracción de 1,336, Las superficies
anteriores de ambas lentes exhiben el mismo radio de curvatura. Y
los radios de curvatura en el ápice de las superficies posteriores
también fueron idénticos. Sin embargo, la superficie posterior de
la lente asférica exhibía un grado de asfericidad (caracterizada
por una constante cónica de aproximadamente -33). Las MTF se
calcularon en el plano focal del modelo del ojo tanto para una
pupila de 3 mm como para una pupila de 5 mm.
La figura 4A muestra una pluralidad de curvas
MTF calculadas para las lentes esférica y asférica para los modelos
corneales mencionados anteriormente en un tamaño de pupila de 3 mm
mientras que la figura 4B muestra curvas MTF calculadas para lentes
y modelos corneales de tamaño de pupila de 5 mm. Tanto para los
tamaños de pupila de 3 mm como los de 5 mm, la lente asférica
exhibe un rendimiento mejorado en relación a los de la lente
esférica. Debe observarse que incluso con un modelo de córnea que
presenta una aberración esférica positiva de 0,327 micras (Tabla
2), la lente asférica muestra una mejora de MTF en relación a la
lente esférica. En este caso, la aberración esférica residual del
modelo combinado córnea y lente modelo es aproximadamente +0,14
micras (es decir, la aberración esférica de la córnea de 0,327
micras + aberración esférica de la lente de -0,190 micras = 0,137
(aproximadamente 0,14) micras de aberración esférica combinada). Por
lo tanto, la aberración esférica residual beneficiosa puede ser
hasta +0,14 micras en un ojo implantado con una lente oftálmica.
Debería comprenderse que las curvas MTF mencionadas se proporcionan
sólo con propósitos ilustrativos, y no necesariamente indican un
rendimiento óptimo exhibido por las lentes de la invención.
El intervalo de de aberración esférica negativa
exhibido por las IOL de la invención proporciona un rendimiento
óptico que es menos susceptible a desalineaciones, como cabeceo y/o
descentramiento, en relación con lentes tradicionales asféricas. En
otras palabras, los valores de asfericidad impartidos por las IOL de
la invención permiten proporcionar un rendimiento más robusto en
relación a lentes asféricas tradicionales.
Pueden emplearse varias herramientas de diseño
de lentes y de técnicas de fabricación para diseñar y fabricar
lentes asféricas según las enseñanzas de la invención. A título de
ejemplo y sólo con propósitos de ilustración, en el siguiente
ejemplo se expone un procedimiento utilizado para diseñar una
pluralidad de lentes con una potencia óptica en un intervalo de
aproximadamente 16 D a aproximadamente 25 D. Debería comprenderse
que este procedimiento de diseño se describe para ilustrar
adicionalmente diferentes aspectos de la invención, y no pretende
ser limitativo del alcance de la invención.
Una pluralidad de lentes asféricas se diseñó
teóricamente dentro de un intervalo de potencias de 16 D a 25 D
dividiendo el intervalo de potencias en cinco bandas con incremento
de potencias de 2 D. En estos diseños de ejemplo, la superficie
posterior de la lente se asumió que presentaba un perfil asférico.
La siguiente ecuación de la lente se empleó para derivar el radio
de la superficie esférica anterior y el radio del ápice de la
superficie asférica posterior:
en la
que,
D denota la potencia óptica de la lente,
n_{1} denota el índice de refracción del
material de la lente,
n_{med} denota el índice de refracción del
medio que rodea la lente,
r_{a} denota el radio de la superficie
anterior,
r_{p} denota el radio de la superficie
posterior, y
t_{c} denota el espesor del centro de la
lente.
El radio del ápice de la superficie posterior se
fijó dentro de una banda y el radio se calculó utilizando una
potencia de lente conocida (deseada), espesor de borde, índice
refractivo del material que forma la lente así como el radio de la
superficie posterior. Para satisfacer los requisitos de diseño para
factor de forma y desplazamiento de plano principal, el radio fijo
del ápice posterior se estimó inicialmente y luego se ajustó dentro
de cada una de las cinco bandas. Para la parte asférica del diseño,
se fijó el radio del ápice posterior y luego se asferizó el radio
periférico (por ejemplo, el radio periférico se aumentó desde el
centro al borde) para cumplir con los requisitos de compensación de
aberración que se seleccionaron para cada banda. Por consiguiente,
el factor de forma y el plano principal se recalcularon cambiando el
radio del ápice a un radio "efectivo", que incorporaba el
radio del ápice y el coeficiente asférico de 2º orden (ver Ec. (3)).
La ecuación anterior (2) se empleó para calcular el factor de
factor de forma de la lente y la relación siguiente se utilizó para
el desplazamiento del plano principal (PPS):
en la
que,
D denota la potencia óptica de la lente,
n_{1} denota el índice de refracción del
material de la lente,
n_{med} denota el índice de refracción del
material que rodea la lente,
r_{a} denota el radio de la superficie
anterior, y
t denota el espesor del centro de la lente.
Al aplicar una limitación de espesor de borde
fijo en cada diseño de la lente, debía ajustarse el espesor del
centro de la lente, subsiguiente a optimizar el perfil asférico,
para mantener la constricción de espesor del borde. Al final, el
espesor del centro de la IOL se calculó empleando un software de
diseño de lentes por trazado de haces comercializado bajo la
designación comercial Zemax® (versión 4 Marzo de 2003, Zemax
Development Corporation, San Diego, CA). Además, se utilizó un
radio posterior modificado "efectivo" en lugar del radio del
ápice debido a que el coeficiente asférico de 2º orden también
realizó una contribución a la propiedad óptica de primer orden y
por lo tanto afectaba al cálculo de plano principal. El factor de
forma de diseño oscilaba desde aproximadamente -0,016 hasta
aproximadamente +0,071 y el cambio de desplazamiento del plano
principal relativo oscilaba desde aproximadamente -0,019 mm hasta
aproximadamente +0,018 mm en el intervalo de potencias.
El programa de diseño óptico Zemax® se utilizó
para el diseño asférico de la superficie posterior. Los radios
calculados por la ecuación de las lentes mencionadas anteriormente
fueron los puntos de arranque. El paro de sistema de pupila se
estableció como 5 mm desde la superficie anterior de la IOL, que es
equivalente a aproximadamente 6 mm del plano de la córnea. El punto
focal del sistema estaba limitado al foco paraxial, mientras los
parámetros asféricos de la superficie posterior de la IOL
comprendieron las únicas variables que se ajustaron. Una función de
error para la optimización se construyó como el valor cuadrático
medio (RMS) del error de frente de onda con el patrón de
intersección diseñado de trazado de haces. En este ciclo de
optimización, el programa de diseño Zemax® ajustó sistemáticamente
los coeficientes asféricos hasta que la función de error alcanzó un
mínimo. Ya que en cada banda sólo se utilizó un diseño posterior
universal, la optimización se realizó sólo por el valor de potencia
media en esta banda (por ejemplo, para 17D en la banda que se
extiende desde 16D hasta 17,5D, o para 19D en una banda que se
extiende desde 18D a 19,5D). Para cada banda, el rendimiento óptico
se comprobó en los dos extremos de cada banda para asegurar que se
alcanzaban los criterios de diseño.
La tabla 1 anterior detalla los parámetros de
una pluralidad de lentes diseñadas de este modo.
Los expertos ordinarios en la materia apreciarán
que pueden realizarse diversos cambios en las anteriores formas de
realización sin apartarse, por ello, del alcance de la
invención.
Claims (6)
1. Lente oftálmica (10) que comprende;
una óptica (12) que presenta una superficie
anterior refractiva (14) y una superficie posterior refractiva
(16), proporcionando dichas superficies cooperativamente una
potencia óptica en un intervalo de aproximadamente 16 D a
aproximadamente 25 D, tal como se mide en un medio que presenta un
índice de refracción sustancialmente similar al humor acuoso del
ojo,
caracterizada porque un perfil de por lo
menos una de dichas superficies está definido por la siguiente
relación:
en la
que,
z denota un abombamiento de la superficie a una
distancia radial r de un eje óptico (18) de la lente,
c denota la curvatura de la superficie en su
ápice (en la intersección del eje óptico con la superficie)
k denota una constante cónica,
a_{1} denota un coeficiente asférico de
segundo orden,
a_{2} denota un coeficiente asférico de cuarto
orden, y
a_{3} denota un coeficiente asférico de sexto
orden.
\vskip1.000000\baselineskip
en la
que
c oscila entre 0,0369 (1/27,1) mm^{-1} y
0,0541 (1/18,5) mm^{-1},
k oscila entre -73 y -27,
a_{1} oscila entre -0,0000209 mm^{-1} y
-0,0000264 mm^{-1},
a_{2} oscila entre -0,0000297 mm^{-3} y
-0,0000131 mm^{-3}, y
a_{3} oscila entre 0,00000978 mm^{-5} y
0,00000846 mm^{-5}.
2. Lente oftálmica según la reivindicación 1, en
la que dicha óptica (12) exhibe un factor de forma, definido como
una relación entre la suma de las curvaturas anterior y posterior y
la diferencia de dichas curvaturas, en un intervalo comprendido
entre aproximadamente -0,016 y aproximadamente 0,071.
3. Lente oftálmica según la reivindicación 1, en
la que dicha lente oftálmica (10) comprende una lente
intraocular.
4. Lente oftálmica según la reivindicación 3, en
la que dicha óptica (12) comprende una pluralidad de hápticas (20)
acopladas a la misma, y en la que dicha óptica presenta un plano
principal (22) que exhibe un cambio de desviación en un intervalo
comprendido entre -0,019 mm y + 0,018 mm desde un plano (HP)
definido por las uniones de las dos dichas hápticas y dicha
óptica.
5. Lente oftálmica según la reivindicación 3 ó
4, en la que dicha óptica (12) comprende un material polimérico
biocompatible.
6. Lente oftálmica según la reivindicación 5, en
la que dicho material polimérico se selecciona de entre un grupo
constituido por materiales acrílicos, de silicona y de hidrogel.
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