ES2323092T3 - Dispositivo intraocular con multiples potencias de enfoque/opticas. - Google Patents
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Abstract
Lente intraocular (20, 34) que comprende, una óptica que proporciona por lo menos dos potencias de aumento, siendo una de ellas la potencia de visión de cerca y la otra la potencia de visión de lejos, presentando la óptica una pluralidad de modulaciones de superficie (22) adaptadas para obtener una potencia añadida indicativa de un punto en el que la potencia de enfoque de visión de cerca es superior a la potencia de enfoque de visión de lejos de la óptica, caracterizada porque las modulaciones de superficie proporcionan una potencia añadida superior a 6 dioptrías y definen una pluralidad de zonas difractivas (24) adaptadas para conseguir una interferencia de luz para crear dicha potencia añadida radialmente separada entre sí, siendo la altura del escalón (26) en cada límite de zona igual a **(Ver fórmula)** en la que {lambda} indica la longitud de onda del diseño, {alpha} indica un parámetro que puede ajustarse para controlar la eficacia de la difracción asociada con diversos órdenes, n2 indica el índice de refracción de la óptica, n1 indica el índice de refracción de un medio en el cual se coloca la óptica de la lente, y fapodizar representa una función de escala cuyo valor desciende en función del aumento de la distancia radial de una intersección de un eje óptico con una superficie anterior de la óptica de la lente.
Description
Dispositivo intraocular con múltiples potencias
de enfoque/ópticas.
La presente invención se refiere a unos medios
auxiliares para la visión destinados a la población que padece
ambliopía, incluyendo los pacientes afectados por degeneración
macular relacionada con la edad (AMD) u otras afecciones
relacionadas con la baja visión. Los medios auxiliares para la
visión consisten en un dispositivo de lente intraocular (LIO) que
tiene múltiples potencias u ópticas de enfoque.
Los pacientes que padecen degeneración macular
relacionada con la edad (AMD) suelen tener deteriorados los campos
visuales centrales y con frecuencia, dependen en gran medida de la
visión periférica para llevar a cabo las tareas diarias. La retina
periférica presenta densidades bajas de receptores (conos y
bastones), que tienen como consecuencia una capacidad de resolución
pobre. Los pacientes con baja visión, tales como la población que
padece ambliopía, también presentan resoluciones pobres de retina.
Para estos pacientes, el estrechamiento de la resolución visual
está en la resolución de la retina. El hecho de mejorar el nivel de
detalle de la formación de imágenes ópticas no resuelve el problema
de la resolución visual pobre.
Los pacientes que padecen AMD suelen tener
afectada la fóvea. Sin embargo, todavía existen receptores de retina
funcionales que rodean los receptores afectados. Estos receptores
de retina funcionales suelen estar localizados periféricamente y
están muy separados entre sí. El aumento de la separación conlleva
un descenso de la capacidad de resolución de imágenes de la retina.
Por ejemplo, a 3 grados de retina nasal, la agudeza visual se reduce
a 0,4 en comparación con el 1,0 de agudeza visual a 0 grados; a 5
grados de retina nasal, la agudeza visual se reduce a un 0,34 en
comparación con el 1,0 de agudeza visual a 0 grados (Millodot,
1966).
Convencionalmente, están disponibles tres tipos
básicos de medios auxiliares para la visión, bien sea
individualmente o en combinación.
El primer tipo es un único telescopio a modo de
medios auxiliares visuales. Los telescopios suelen estar montados
en las gafas, que son pesadas y no resultan atractivas desde un
punto de vista cosmético. Los telescopios implantados a menudo
requieren incisiones muy grandes durante la cirugía en el implante.
El principal inconveniente del que adolece la utilización de un
sistema de telescopios solo es el campo visual de visión resultante
que es estrecho y una calidad de imagen pobre en general, que
podría causar un problema de seguridad durante el movimiento.
El segundo tipo de medios auxiliares para la
visión consiste en un prisma. El prisma está destinado a realinear
la línea de visión con la retina periférica. La presente solicitud
necesita resolver un problema de fusión binocular para evitar la
representación de imágenes doble. Asimismo, el prisma no amplía las
imágenes retinales. Por lo tanto, el problema de la resolución
visual baja debida a una separación más amplia del receptor de la
retina periférica no queda resuelto.
El tercer tipo de medios auxiliares para la
visión es un vidrio de aumento, en ocasiones en combinación con un
prisma. Los medios auxiliares para la visión se suelen utilizar como
dispositivo de montaje de sobremesa, que limita el alcance de
aplicación para los pacientes. La versión portátil de estos medios
auxiliares para la visión presenta problemas de inestabilidad en la
visión y de enfoque para pacientes con temblores en las manos.
Por lo tanto, existe la necesidad de 1)
conservar un campo visual de visión más amplio, 2) aumentar la
portabilidad para la aplicación, y 3) mejorar la apariencia
cosmética, y 4) mejorar la calidad de visión y la estabilidad de la
aplicación.
La figura 1 muestra la Agudeza Visual Periférica
de Bennet y Rabbets "Clinical Visual Optics", página 37,
Butterworth, Boston, 1984.
Es conocido que la visión periférica puede
proporcionar todavía una resolución adecuada. Sin embargo, la
resolución se va reduciendo progresivamente (Figura 1). Tal como se
muestra en la Figura 1, la agudeza visual se reduce a entre 0,5 y 2
grados a nivel nasal, a entre 0,4 y 3 grados a nivel nasal, a entre
0,34 y 5 grados a nivel nasal, con relación al 1,0 de agudeza
visual a 0 grados. Se espera que las retinas periféricas inferior,
superior y temporal tengan un comportamiento similar a un intervalo
similar de eje descentrado reducido. Por consiguiente, el
incremento o aumento del tamaño de las imágenes de la retina en
relación con el tamaño asociado con una distancia de lectura de 356
mm (14 pulgadas) podría permitir que la retina periférica resolviera
de manera eficaz un texto y objetos pequeños en comparación con lo
que puede hacer un ojo normal con la retina central a 0 grados. En
particular, el aumento podría ser 2 veces mayor para la utilización
de 2 grados de retina periférica, 2,5 veces mayor para la
utilización de 3 grados de retina periférica, o 3 veces mayor para
la utilización de 5 grados de retina periférica.
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La óptica bifocal y multifocal es bien conocida
en el campo oftálmico de la óptica. La óptica de la lente ReSTOR®
de Alcon es un ejemplo (véase el documento
US-A-5.699.142). Sin embargo, la
óptica bifocal o multifocal oftálmica existente presenta una
potencia añadida mucho menor por el diseño porque está obligada a
satisfacer distintas necesidades del paciente. La lente ReSTOR®
presenta una potencia añadida de LIO de 4D que es posible que sea
la máxima potencia añadida conocida para productos que están
disponibles comercialmente. La tabla 1 indica que con una potencia
añadida de 4D, el aumento asciende únicamente a 1, 2 veces. No es
probable que ese valor de 1,2 veces sea adecuado para la aplicación
de AMD según las necesidades mostradas en la Figura 1. Es decir, el
aumento de 1,2 veces resulta útil únicamente si la retina de 0,5
grados no está afectada por AMD.
La invención proporciona una LIO multifocal o
bifocal o sistema que proporciona por lo menos dos sistema ópticos
o potencias de enfoque, según las reivindicaciones siguientes. Al
tiempo que se proporciona la potencia de distancia para las
necesidades de un campo visual amplio normal de los pacientes
afectados por ADM y de otros pacientes con baja visión, la LIO de
la presente invención permite que dichos pacientes enfoquen
materiales de lectura a distancias cortas mediante la utilización
de las modulaciones de superficie en la estructura de la zona,
preferentemente las modulaciones son una estructura de una zona
difractiva que se parece a una serie de configuraciones anulares de
diámetro en aumento.
Dichas distancias cortas producen unas imágenes
de retina claras que aumentan más de 1,2 veces estas imágenes de la
retina de lectura normal asociadas con la distancia de lectura de
aproximadamente 356 mm (4 pulgadas). Preferentemente, la potencia
de distancia corta produce imágenes de retina claras que se aumentan
hasta 2 y 3 veces de las imágenes de retina de lectura normal.
Las necesidades de lectura de pacientes
afectados por AMD pueden satisfacerse con la invención,
preferentemente conduciendo las imágenes de la retina aumentadas y
enfocadas hacia los receptores de la retina periféricos cuando los
pacientes posicionan el texto de lectura normal que se debe enfocar
a través de la potencia de la distancia corta. La invención
satisface asimismo las necesidades del campo visual normal de visión
que no pueden satisfacerse mediante los dispositivos telescópicos
utilizados para la AMD y otros pacientes con baja visión. Esto se
consigue al realizar previsiones para incorporar una capacidad de
potencia de enfoque a distancia. Además, la posición estable de la
LIO proporciona una visión estable a pacientes con temblores en las
manos.
Para una mejor comprensión de la presente
invención, se hace referencia a la siguiente descripción y a los
dibujos adjuntos, al tiempo que el alcance de la invención está
definido en las reivindicaciones adjuntas.
La figura 1 es una representación gráfica
convencional de la agudeza visual en función de la excentricidad en
la retina nasal.
La figura 2 es una representación esquemática de
una LIO bifocal/multifocal en un soporte de LIO fijado a un surco
según una forma de realización de la presente invención.
La figura 3 es una representación esquemática de
una LIO bifocal/multifocal en una bolsa capsular según una forma de
realización adicional de la invención.
La figura 4 es una representación esquemática de
una lente LIO bifocal/multifocal en un cámara anterior o surco, más
una LIO en una bolsa capsular, de acuerdo con la forma de
realización de la invención.
La figura 5 es una representación convencional
de distintas escalas de agudeza que muestra una relación entre las
mismas.
La figura 6 es una vista en alzado esquemática
de una lente multifocal difractiva con una modulación de superficie
de dientes de sierra según una forma de realización de la
invención.
La figura 7 es una vista en planta superior de
la forma de realización de la figura 6, que da a conocer una
estructura de la zona difractiva anular.
La figura 8 es una representación de una vista
lateral esquemática del ojo con un implante intraocular según una
forma de realización.
La figura 9 es una representación de una vista
frontal esquemática del ojo con el implante intraocular de la
figura 8.
Los inventores de la presente invención son
conscientes de los problemas de visión que deben afrontar los
pacientes que padecen AMD o baja visión y son conscientes de que
dichos pacientes utilizan potencias añadidas en gafas de lectura
para ayudar a mejorar la capacidad de visión.
\global\parskip1.000000\baselineskip
El hecho de incluir una potencia añadida potente
en las gafas de lectura ofrecerá una imagen más aumentada, pero
este hecho proporciona menos fotones por receptor que en el caso de
añadir la misma potencia potente en una lente intraocular. Al
colocar la potencia añadida potente en la lente introacular, se
consigue una mayor sensibilidad de contraste para pacientes
afectados por AMD o trastornos relacionados con la baja visión que
en el caso de que la potencia añadida potente estuviera en las gafas
de lectura, el motivo de esta diferencia se debe a la óptica.
El hecho de incluir la potencia añadida potente
en la lente intraocular, proporciona una mayor concentración de
fotones por receptor en comparación con una potencia añadida potente
en las gafas de lectura. Los inventores han determinado que la
potencia añadida del implante de la lente sería superior al nivel
convencional actual de 4 dioptrías en la propia lente, siendo el
efecto en la visión de los pacientes de aproximadamente 2,75
dioptrías. Preferentemente, las potencias añadidas deberían ser
incrementadas hasta alcanzar cualquier potencia añadida más potente
que pudiera tener un efecto en la visión de los pacientes que
alcanzara hasta 5, 7,5 y 10 dioptrías y potencialmente más.
Existen por lo menos tres tipos de poblaciones
de pacientes que pueden beneficiarse potencialmente de la
invención.
Población 1: pacientes de LIO que desarrollaron
AMD
Población 2: pacientes con presbicia pero sin
cataratas que desarrollaron AMD.
Población 3: pacientes sin presbicia y sin
cataratas que desarrollaron AMD o con baja visión (población
ambliópica).
Enfoque del dispositivo para la Población 1:
Utilización de una LIO bifocal/multifocal 10 en un soporte de LIO
fijado a un surco tal como se representa en la figura 2. La potencia
distante es plana o casi plana para la visión a distancia del
paciente y el tamaño normal del campo visual. La potencia añadida de
cerca permitirá que el paciente vea suficientemente bien de cerca,
por ejemplo, de 152 a 178 mm (6-7 pulgadas), de tal
manera que el tamaño de la imagen de la retina del texto de lectura
normal se pueda resolver mediante una buena disposición del
receptor de la retina. Como alternativa de colocación, esta lente
bifocal/multifocal puede estar dispuesta asimismo en un soporte de
LIO de cámara anterior y puede estar colocada en la cámara anterior
del ojo.
Enfoque del dispositivo para la Población 2:
Utilización de una LIO bifocal/multifocal 10 en una bolsa capsular
tal como se representa en la figura 3. La potencia de visión a
distancia se selecciona para satisfacer las necesidades de visión a
distancia del paciente y el tamaño normal del campo visual. La
potencia de visión de cerca permitirá al paciente ver
suficientemente bien de cerca, por ejemplo de 152 a 178 mm
(6-7 pulgadas), de tal manera que el tamaño de
imagen de la retina del texto de lectura normal se pueda resolver
mediante una buena disposición del receptor de la retina.
Enfoque del dispositivo para la Población 3:
Utilización de una LIO bifocal/multifocal 10 en un soporte de lente
LIO fijado a un surco o cámara anterior más una LIO 12 en la bolsa
capsular tal como se representa en la figura 4. El sistema
multifocal multilentes presenta por lo menos un sistema de visión
telescópico (por ejemplo, LIO 10) junto con un sistema de visión no
telescópico (por ejemplo, LIO 12). El sistema telescópico
proporciona una imagen de retina aumentada para mejorar la agudeza
visual. El sistema de visión no telescópico proporciona el campo
visual normal de la vista. En los casos en los que deba protegerse
la acomodación natural de la lente cristalina natural, se puede
utilizar una forma de realización distinta en la que la lente
cristalina natural se conservará para trabajar con una LIO
bifocal/multifocal en un soporte de LIO fijado a un surco o cámara
anterior. En dichos casos, las imágenes de retina aumentadas están
previstas mediante la potencia añadida mayor de la LIO
bifocal/multifocal.
Cualquier otra aplicación transversal de los
tres enfoques a cualquiera de las tres poblaciones está anticipada
por los inventores. Asimismo, están previstas otras formas de
soporte de LIO para la LIO bifocal/multifocal tal como soportes de
LIO fijados al iris. Este dispositivo auxiliar visual podría
utilizarse asimismo junto con fármacos destinados a la AMD
disponibles en el mercado y/o lentes de contacto y ablaciones
refractivas. El fármaco hará que la visión sea constante y estable
para ayudar a que el dispositivo mejore la visión del paciente y la
cirugía o el dispositivo pueden ayudar a mejorar la visión del
paciente.
En las vistas de las figuras
2-4, la presente invención se refiere a la necesidad
de conservar un campo visual de visión más amplio que el que
proporcionan los tres tipos básicos de medios auxiliares de visión
que están disponibles convencionalmente tal como se ha expuesto
anteriormente mediante la utilización de la óptica bifocal o
multifocal. La presente invención se dirige asimismo a las
necesidades de mejorar la capacidad de transporte para la
aplicación y la apariencia cosmética con respecto a dichos tipos
convencionalmente básicos y mediante la implantación de la óptica
en el interior del ojo en una intervención quirúrgica convencional
mínimamente invasiva, a diferencia de los telescopios
implantados.
El dispositivo o LIO multifocal o bifocal
inventivo proporciona por lo menos dos potencias de enfoque. Las
necesidades del campo visual de anchura normal del paciente se
satisfacen mediante la potencia a distancia del dispositivo. Las
necesidades de lectura del paciente se satisfacen al posibilitar que
los pacientes vean imágenes enfocadas a una distancia de visión más
cercana que los 336 mm (14 pulgadas) normales para la distancia de
cerca.
La calidad de la imagen se basa asimismo en una
imagen enfocada y no en que el paciente tenga que orientar la
cabeza o los ojos.
Con la primera estimación de la óptica de orden,
el aumento del tamaño de imagen de la retina en función de una
potencia de la LIO se puede encontrar mediante la utilización de la
siguiente ecuación 1.
En el caso de que \beta sea el aumento de la
imagen de un sistema óptico, f_{1} es la longitud focal espacial
del objeto de la primera lenta óptica del sistema, f_{2} es la
longitud focal espacial del objeto de la segunda lente óptica del
sistema, f_{1}^{'}_{ } es la longitud focal espacial de la
imagen de la primera lente óptica del sistema, x_{1} es la
distancia del punto focal espacial del objeto, \Delta es la
distancia de separación entre el plano principal de la primera
lente y el plano principal de la segunda lente.
Suponiendo que la primera lente sea la córnea y
tenga una potencia de 43 dioptrías, \Delta es 4,3 mm, el índice
de refracción en el espacio de imagen es 1,336, la potencia de
distancia de la LIO es de aproximadamente +18 Dioptrías. Al
descender la distancia de vergencia del objeto aumenta la potencia
añadida de la LIO. Los cálculos ejemplificativos que utilizan la
Ecuación (1) están presentados en la Tabla 1.
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(Tabla pasa a página
siguiente)
En la nota de la tabla, la estimación del tamaño
de la fuente de texto se basa en la figura 5.
Una vez se ha ampliado suficientemente el tamaño
de la imagen, la potencia del foco correspondiente o capacidad de
formación de imágenes proporcionará una imagen enfocada y clara a la
retina. La óptica normal del ojo no aporta la capacidad de
formación de imágenes para proporcionar una imagen enfocada y clara
a la retina a una distancia tan corta excepto en el caso de ojos de
niños muy pequeños.
Aunque el cálculo preciso podría realizarse a
través de un trazado por rayos, la aproximación anterior debería
ilustrar el concepto. Con el presente dispositivo inventivo, los
pacientes afectados por AMD podrían tener un campo visual normal de
visión durante el movimiento excepto con un Escotoma central. Cuando
los pacientes necesitan leer el texto, la capacidad de lectura es
aumentada al acercar el texto para obtener una imagen enfocada más
claramente. Las fuentes N4 o N5 de Times New Roman son muy pequeñas,
y los pacientes pudieron leer estos textos a entre 203 y 140 mm (de
8 a 5,5 pulgadas) con la retina adyacente a la fóvea (dependiendo
de su tamaño de Escotoma).
Por lo tanto, la invención modifica la óptica
bifocal y multifocal para proporcionar una potencia "añadida"
>+6 dioptrías en el plano de la LIO. La potencia "añadida"
preferida es >+6 a +8 dioptrías dependiendo de las necesidades
de la distancia de lectura, aunque se puede prever cualquier
potencia superior, tal como 9 dioptrías o 10 dioptrías. La potencia
"añadida" es la diferencia entre la potencia de visión de cerca
y la potencia de visión de lejos de la LIO bifocal o
multifocal.
La construcción de la óptica bifocal/multifocal
de la presente invención es una variación de las construcciones
disponibles convencionalmente. Dichas construcciones convencionales
proporciona una menor entre la potencia de visión de cerca y la
potencia de visión de lejos inferior a 6 dioptrías. Algunos ejemplos
de construcciones convencionales incluyen los de la patente US nº
5.217.489 que menciona que la potencia de visión de cerca es mayor
que la potencia de visión de lejos en 2,0 -5,0 dioptrías y la
patente US-B1-6.596.026 (Gross, Y.
et al. ) y el documento
US-A-2004/252274 (Morris, G.M.).
La patente US nº 4.888.012 da a conocer una
lente acomodativa que es distinta a la de la presente invención por
lo menos en los siguientes dos aspectos. En primer lugar, dicha
lente acomodativa es una lente que cambia, en teoría, su potencia a
medida que el músculo ciliar la comprime, en lugar de una lente
multifocal predeterminada. En segundo lugar, la lente acomodativa
tiene únicamente un único foco en lugar de múltiples focos
simultáneamente. Por lo tanto, la patente US nº 4.888.012 no da a
conocer valores de potencia añadida elevados para lentes
multifocales que tienen simultáneamente múltiples focos a los cuales
hace referencia la presente invención.
La patente US nº 6.432.246 B1 da a conocer un
tipo de lente multifocal conocida como lente multifocal progresiva.
Dicha lente consigue variaciones de potencia a través de la óptica
de la lente al variar el radio superficial de curvatura. Esto se
basa en el principio de la óptica geométrica en lugar de en el
principio de la óptica difractiva. La lente multifocal progresiva
tiene que suministrar luz a una amplia variedad de focos y por lo
tanto, reduce la energía de luz disponible para un foco individual.
Por lo tanto, no es tan eficaz como la LIO multifocal de óptica
difractiva en este aspecto. Así pues, la patente US nº 6.342.246 B1
no da a conocer valores de potencia añadida elevados para lentes
multifocales que se basen en el principio de la óptica difractiva
para generar múltiples focos altamente eficaces y distintos, a los
cuales hace referencia la presente invención.
Otras construcciones convencionales incluyen las
correspondientes a la patente US nº 6.969.403 B2, la patente nº
6.695.881 B2 y la solicitud de patente publicada
US nº 2005/0209692 A1.
Teniendo en cuenta el objetivo de proporcionar a
los pacientes con baja visión la capacidad de lectura de cerca así
como el campo de visión normal, se prefiere que la energía de la luz
se concentre en focos específicos bien definidos (es decir,
distintos) tales como focos de lejos y focos de cerca, en algunos
casos también incluyen un foco intermedio. Las lentes multifocales
difractivos son más eficaces en este sentido.
Las lentes multifocales difractivas se suelen
realizar con la modulación de superficie para conseguir una
interferencia de la luz para la creación de un foco. La potencia
añadida de dichas lentes está relacionada con el tamaño de los
anillos concéntricos de la estructura de modulación de superficie. A
título de ejemplo, una lente bifocal difractiva 20 puede tener una
modulación de superficie con forma de dientes de sierra 22 tal como
se muestra en la figura 6. La estructura 24 (también conocida como
estructura de la zona difractiva) está mejor ilustrada por la
figura 7. Esta estructura anular puede definirse en función de la
potencia añadida necesaria para la siguiente ecua-
ción 2,
ción 2,
en la
que
r_{i} indica la distancia radial de cada zona
difractiva en el patrón anular
i indica el número de zona (i= 0 indica la zona
central),
\lambda indica la longitud de onda de
diseño,
f indica una potencia añadida.
\newpage
La forma de dientes de sierra tiene una
característica de la altura del escalón 26 tal como se muestra en
la figura 6. La altura del escalón 26 en cada límite de zona del
patrón difractivo bifocal puede definirse mediante la ecuación
3:
en la
que
- \lambda indica una longitud de onda de diseño (p.ej., 550 nm),
- \alpha indica un parámetro que se puede ajustar para controlar la eficacia de la difracción asociada con los diversos órdenes, p.ej., \alpha puede seleccionarse para ser 2,
- n_{2} indica el índice de refracción de la óptica,
- n_{1} indica el índice de refracción de un medio en el que está dispuesta la lente. En las formas de realización en las que el medio circundante es el humor acuoso con un índice de refracción 1,336, el índice de refracción de la óptica (n_{2} ) puede seleccionarse para ser 1,55.
y f_{apodizar} representa una función de
escala cuyo valor desciende dependiendo del aumento de la distancia
radial desde la intersección del eje óptico con la superficie
anterior de la lente.
A título de ejemplo, la función de escala
f_{apodizar} puede ser definida mediante la ecuación 4:
en la
que
r_{i} indica la distancia radial de la zona
i^{ésima} ,
r_{fuera} indica el radio externo de la
última zona difractiva bifocal.
En las formas de realización en las que la
necesidad de energía de luz de foco de cerca es elevada, la función
de escala f_{apodizar} puede tener asignados otros valores. Por
ejemplo, f_{apodizar} puede ser una constante de 1,0.
Las alturas de escalón 26 proporcionadas por las
ecuaciones anteriores son únicamente ejemplos, y por lo tanto, se
pueden utilizar asimismo otras alturas de escalón.
La potencia del foco de visión de cerca está
proporcionada por la estructura de la zona de difracción 24,
mientras que la potencia del foco de visión de lejos está
proporcionada por la región 28 fuera de la estructura de la zona de
difracción 24 y por la estructura de la zona de difracción 24.
Cuando existe la necesidad de un foco intermedio óptimo para los
pacientes con baja visión o que padecen AMD, se puede aplicar
asimismo una lente multifocal de estilo trifocal para una
utilización de medios auxiliares de baja visión con valores de
potencia añadida elevados.
Las lentes multifocales refractivas tales como
las dadas a conocer en la patente US nº 5.217.489 pueden ser
cambiadas por una potencia añadida más elevada y concentración de
energía de luz mejorada en focos lejanos y focos próximos, tal como
anticiparon los inventores. La presente invención tiene unas lentes
multifocales o bifocales con distintos focos que son tanto
difractivas como refractivas, aunque son más difractivas y
refractivas que las que se dan a conocer en la patente US nº
5.217.489, pero que no utilizan una lente multifocal progresiva del
mismo modo que en la patente US nº 6.432.246 B1.
Haciendo referencia a las figuras 9 y 10, una
forma de realización adicional se representa ilustrando el concepto
de desviación de una imagen 30 hacia una retina funcional 32 y
evitar de este modo el escotoma en el campo visual. La lente
intraocular 34 está configurada para efectuar la desviación tal como
se representa, lo que resulta útil para los pacientes con baja
visión tales como los pacientes afectados por AMD y que fueron
sometidos a cirugías de Translocación Macular.
La translocación macular es una técnica
quirúrgica diseñada para trasladar la zona de la retina responsable
de la visión precisa (mácula) lejos de las capas subyacentes dañadas
(epitelio de pigmento retinal y coroideo). La mácula es desplazada
hacia una zona en la que estos tejidos subyacentes están más sanos.
Por lo tanto, el tratamiento seguro de los vasos sanguíneos
enfermos [neovascularización coroidal (CNV)], por ejemplo, con un
tratamiento por láser se puede llevar a cabo sin dañar la visión
central.
Para los pacientes que fueron sometidos a
intervenciones de Translocación Macular, su línea normal de visión
ya no está alineada con la mácula. Por consiguiente, el ojo tratado
con la Translocación Macular podría mostrar la aparición de una
"tropía" no deseable tal como "esotropía" o
"exotropía". Asimismo, si los dos ojos de los pacientes fueron
tratados mediante intervenciones quirúrgicas de translocación
macular, podría producirse un efecto negativo en la función de la
visión deseada.
Por ejemplo, si el ojo izquierdo necesita mirar
hacia arriba para ver mejor, y el ojo derecho necesita mirar hacia
abajo para ver mejor, los pacientes no pueden llevar a cabo esta
tarea porque dichos movimientos oculares binoculares son muy
difíciles. Esta forma de realización que implica redireccionar la
localización de la imagen de la retina puede reducir o corregir la
aparición de la "tropía" mediante la recolocación de la luz de
la visión en la nueva localización macular. Esto resultará todavía
más útil en los casos de Translocación Macular binocular.
En los casos de Translocación Macular binocular,
esta forma de realización de la invención podría conseguir la suma
binocular, que es por lo menos aproximadamente un 40 por ciento más
eficaz que la visión monocular. Las diferentes cantidades de
desplazamiento de las localizaciones de imágenes de la retina para
los ojos emparejados son posibles mediante el ajuste de la LIO de
esta forma de realización. Se aprovecha la disponibilidad de las
partes retinales con las mejores funciones neuronales. La adaptación
y el aprendizaje neuronales reestructuran el recorrido visual y
forman la fusión de la imagen para una mejor visión.
La óptica de esta forma de realización de la
presente invención para conseguir el redireccionamiento de imágenes
se basa en la óptica difractiva de manera que la LIO no tiene que
ser gruesa y el implante no requiere grandes incisiones. La óptica
difractiva puede ser diseñada como un único foco difractivo
descentrado y podría tener el aspecto de unos anillos difractivos
asimétricos en una LIO centrada. En los casos en los que la línea de
visión se redirecciona hacia una nueva zona funcional, y los
receptores de la retina en esta zona tienen una menor densidad y
una mayor separación, la óptica difractiva de la forma de
realización de las figuras 8 y 9 puede proporcionar una formación
de imágenes ópticas que sea satisfactoria y adecuada.
Preferentemente, la formación de imágenes de la retina
proporcionada por la presente forma de realización no es superior a
lo que los receptores consiguen de manera adecuada y por lo tanto se
evitan distorsiones. La distorsión constituye señales de imágenes
falsas que podrían proporcionar una dirección incorrecta del
movimiento a los pacientes.
Las formas de realización de las figuras 8 y 9
pueden combinarse con las de las formas de realización de las
figuras 2-4 y 6-7 para proporcionar
las características de cada una de ellas. Es decir, la óptica de la
lente presente una estructura de la zona difractiva tal como la que
se ejemplifica en las figuras 6-7 con modulaciones
de superficie adecuadas para proporcionar una potencia añadida de
por lo menos 6 dioptrías y está configurada para desviar o
redireccionar imágenes basadas en la óptica difractiva de la manera
representada en las figuras 8 y 9 hacia la retina funcional para
evitar el escotoma en el campo visual. Por lo tanto, un paciente que
padece AMD puede mirar en la dirección de los objetos para verlos
sin necesidad de alejarse. Además, dicha lente intraocular puede
implantarse en cualquiera de las posiciones representadas en las
figuras 2 a 4 para mejorar la capacidad de visión de objetos cuando
se mira en la dirección del objeto.
Preferentemente, la estructura de la zona
difractiva 24 está realizada a partir del mismo material de la lente
y presenta una composición de material uniforme.
Para tratar a pacientes con AMD, es posible
utilizar cualquiera de las formas de realización dadas a conocer
juntamente con la administración de un fármaco para tratar la AMD
con el fin de detener e impedir el desarrollo posterior de la AMD.
El fármaco para la AMD puede ser una preparación farmacéutica
oftálmica destinada al tratamiento de la degeneración macular
avanzada.
Aunque la descripción y los dibujos anteriores
representan las formas de realización preferidas de la presente
invención, se entenderá que es posible realizar diversos cambios y
modificaciones sin apartarse, por ello, del alcance de la presente
invención.
Claims (12)
1. Lente intraocular (20, 34) que comprende, una
óptica que proporciona por lo menos dos potencias de aumento,
siendo una de ellas la potencia de visión de cerca y la otra la
potencia de visión de lejos, presentando la óptica una pluralidad
de modulaciones de superficie (22) adaptadas para obtener una
potencia añadida indicativa de un punto en el que la potencia de
enfoque de visión de cerca es superior a la potencia de enfoque de
visión de lejos de la
óptica,
óptica,
caracterizada porque las modulaciones de
superficie proporcionan una potencia añadida superior a 6 dioptrías
y definen una pluralidad de zonas difractivas (24) adaptadas para
conseguir una interferencia de luz para crear dicha potencia
añadida radialmente separada entre sí, siendo la altura del escalón
(26) en cada límite de zona igual a
en la
que
\lambda indica la longitud de onda del
diseño,
\alpha indica un parámetro que puede ajustarse
para controlar la eficacia de la difracción asociada con diversos
órde-
nes,
nes,
n_{2} indica el índice de refracción de la
óptica,
n_{1} indica el índice de refracción de un
medio en el cual se coloca la óptica de la lente, y
f_{apodizar} representa una función de escala
cuyo valor desciende en función del aumento de la distancia radial
de una intersección de un eje óptico con una superficie anterior de
la óptica de la lente.
2. Lente intraocular según la reivindicación 1,
en la que las zonas difractivas (24) están definidas en función de
la potencia añadida de acuerdo con
en la
que
r_{1} indica la distancia radial de cada zona
difractiva (24),
i indica el número de zona (i=0 indica la zona
central)
\lambda indica la longitud de onda del
diseño,
f indica una potencia añadida.
\vskip1.000000\baselineskip
3. Lente según la reivindicación 1 o la
reivindicación 2, en la que la óptica es bifocal o multifocal.
4. Lente según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3, en la que la lente está construida para ser
fijada al surco.
5. Lente según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3, en la que la lente está construida para ser
implantada en una bolsa capsular.
6. Lente según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3, en la que la lente está construida para ser
implantada en una cámara anterior.
7. Lente según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 6, en la que la modulación de superficie (22)
presenta una configuración de dientes de sierra.
\newpage
8. Lente según la reivindicación 1, en la que la
función de escala f_{apodizar} está de acuerdo con
en la
que
r_{i} indica la distancia radial de una zona
i^{ésima},
r_{fuera} indica una radio exterior de una
última zona difractiva.
9. Lente según la reivindicación 8, en la que un
valor de la f_{apodizar} es uno, y un valor de \alpha es
dos.
10. Lente según la reivindicación 8, en la que
las zonas de difracción (24) están formadas para parecerse a una
serie de configuraciones anulares de diferentes diámetros.
11. Lente según cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 8, en la que la estructura de la zona de
difracción (24) está configurada asimismo para dirigir imágenes
descentradas de tal manera que se alinee la línea de visión con una
retina funcional (32).
12. Lente según la reivindicación 1, en la que
la óptica es telescópica debido a dichas por lo menos dos potencias
con aumento, estando adaptada la óptica asimismo para alinear
ópticamente la óptica telescópica con una óptica no telescópica,
careciendo la óptica no telescópica de múltiples poderes de
aumento.
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