ES2325988T3

ES2325988T3 - Lente oftalmico multifocal.

Info

Publication number: ES2325988T3
Application number: ES03078764T
Authority: ES
Inventors: Patricia Ann Piers; Hendrik Albert Weeber; Sverker Norrby
Original assignee: AMO Groningen BV
Current assignee: AMO Groningen BV
Priority date: 2002-11-29
Filing date: 2003-11-27
Publication date: 2009-09-28
Anticipated expiration: 2023-11-27
Also published as: EP2363097B1; TW200426424A; CA2507659C; US20190029808A1; US20080198326A1; JP2006519031A; AU2003300516A1; EP2363097A1; SE0203564D0; ATE432674T1; EP2113226A1; CA2763036C; US20170224474A1; EP1424049B1; DE60327830D1; CA2507659A1; CA2763036A1; EP1424049A1; US20060244906A1; AU2003300516B2

Abstract

Un método para diseñar un lente oftálmico multifocal difractivo con un foco de base y al menos un foco adicional, capaz de reducir aberraciones de un ojo para al menos uno de los focos después de su implantación, que comprende las etapas de: (i) caracterizar al menos una superficie de la córnea como un modelo matemático; (ii) calcular las aberraciones resultantes de dicha superficie de la córnea empleando dicho modelo matemático; (iii) modelar el lente oftálmico multifocal difractivo que tiene una superficie aesférica de tal manera que un frente de onda que llegue de un sistema óptico que comprende dicho lente y dicha al menos una superficie de córnea obtenga una aberración cromática reducida y una aberración monocromática reducida para por lo menos uno de los focos.

Description

Lente oftámico multifocal.

Campo técnico de la invención

La presente invención se relaciona con lentes oftálmicos multifocales, y más en detalle con un lente intraocular multifocal con aberraciones reducidas.

Antecedentes técnicos

En general un lente multifocal se requiere para proveer una cierta potencia para la visión lejana y diferentes potencias, usualmente más grandes (más positivas), para la visión media y cercana, denominándose a veces la potencia adicional para la visión media y cercana como "ayuda media" y "ayuda cercana", las cuales se expresan usualmente en dioptrías. Los lentes multifocales con dos focos son denominados bifocales.

Comparados con los lentes oftálmicos monofocales, los lentes oftálmicos multifocales ofrecen la ventaja de una dependencia reducida de los espéculos, a la vez que los pacientes con lentes monofocales generalmente necesitan gafas para leer. En una situación ideal, el paciente tendrá una buena visión en distancia y en la cercanía, mientras que la profundidad de foco le permitirá la visión en la zona intermedia. En esta situación, el paciente no necesita gafas en ninguna situación. Sin embargo puesto que un lente multifocal divide la longitud disponible en dos o más focos, la calidad visual en cada foco es reducida de alguna manera. Cuando un objeto distante es enfocado sobre la retina, se superimpone una imagen borrosa debido a la presencia del foco adicional y viceversa, lo cual obviamente reduce la calidad de la imagen. La calidad visual reducida puede ser dividida en sensibilidad reducida al contraste y apariencia de fenómenos ópticos, tales como luz parásita y halos. Además un paciente tiene que pasar por un período de aprendizaje después de la implantación, puesto que dos (o más) imágenes simultáneas desplegadas en la retina pueden ser confusas al comienzo. En la mayoría de los casos, la imagen borrosa es descartada por la percepción visual humana y el sistema de procesamiento de la retina.

Usualmente, los lentes multifocales son diseñados de acuerdo con uno o más de los siguientes principios ópticos.

1. Tipo Difractivo: Lente refractivo convencional combinado con óptica difractiva que divide la luz en dos o más puntos focales.

2. Óptica refractiva con zonas/anillos anulares con diferentes radios de curvatura.

Ejemplos de lentes intraoculares bifocales y multifocales se describen en US 4,642,112 y US 5, 089,024. Ejemplo de lentes multifocales disponibles comercialmente son: Modelo CeeON®, Modelo 811 E, Pharmacia, Kalamazoo, MI y SA 40, AMO, Irvine, CA. El primero está basado en óptica difractiva, mediante la cual la luz es dividida en dos puntos focales, uno para la visión de distancia y otro para la visión cercana. Este último es una óptica multifocal dominante de la distancia, de zona progresiva con una ayuda cercana de 3,5 dioptrías.

Después de la implantación IOL, puede corregirse cualquier desenfoque remanente (esfera) y astigmatismo (cilindro) mediante gafas o lentes de contacto. Además podrían estar presentes desenfoque de primer orden y astigmatismo del ojo junto con otro cierto número de defectos de la visión. Por ejemplo aberraciones de diferentes órdenes se presentan cuando el frente de ondas pasa a través de una superficie refractante. El frente de ondas mismo se hace aesférico cuando pasa sobre una superficie óptica que tiene imperfecciones, y se presentan defectos de visión cuando el frente de onda esférico cae sobre la retina. Tanto la córnea y el lente en la bolsa capsular contribuyen así a estos tipos de defectos de la visión si se desvían de ser perfectos o de elementos ópticos que compensan perfectamente. El término aesférico en este texto incluirá tanto la esfericidad como la asimetría. Una superficie aesférica puede ser bien una superficie simétrica rotacionalmente o una superficie asimétrica rotacionalmente y/o una superficie irregular, esto es, todas las superficies que no son esféricas.

Recientemente, en estudios sobre individuos mayores, se ha descubierto que la calidad visual de los ojos que tienen un IOL monofocal implantado, con superficies de lentes esféricas (de aquí en adelante denominadas como lentes intraoculares convencionales (CIOL) ) es comparable con los ojos normales en una población de la misma edad. Consecuentemente, un paciente de 70 años de edad con cataratas solamente puede esperar obtener la calidad visual de una persona sin cataratas de la misma edad después de la implantación quirúrgica de un lente intraocular, aunque tales lentes objetivamente hayan sido vistos como ópticamente superiores a los lentes naturales del cristalino. Este resultado se explica por el hecho de que los CIOL no están adaptados para compensar los defectos del sistema óptico del ojo humano, a saber aberraciones ópticas.

Con el fin de mejorar el rendimiento de los lentes intraoculares implantados, se han hecho esfuerzos para proveer lentes intraoculares para implantación que compensen al menos parcialmente tales aberraciones (aberración reducida IOL, o RAJOL). La solicitud del propio solicitante WO 01/89424 divulga un lente oftálmico que provee al ojo con aberraciones disminuidas y un método para obtenerlo. Esté documento constituye el preámbulo de las reivindicaciones independientes 1, 36 y 71. El método comprende las etapas de caracterizar al menos una superficie de la córnea como un modelo matemático, calculando las aberraciones resultantes de dicha superficie de la córnea empleando dicho modelo matemático, seleccionando la potencia óptica del lente intraocular. A partir de esta información, se modela un lente oftálmico de manera que un frente de onda que llega de un sistema óptico que comprende dichos lentes y ese modelo de córnea obtiene aberraciones reducidas en el ojo. El lente oftálmico tal como se obtiene por los métodos es así capaz de reducir las aberraciones del ojo.

En los lentes multifocales corrientes, la calidad óptica es más baja que para los lentes monofocales corrientes. Esto muestra en contraste mediciones de sensibilidad en pacientes seudofáquicos. Puesto que la calidad visual de los lentes multifocales es relativamente baja, incluso mejoras menores en la calidad óptica llevará a mejoras visibles.

Tanto WO 00/76426 y US 6,457,826 mencionan la posibilidad de hacer un BIOL aesférico. W0 00/76426 no divulga el uso de ninguna característica esférica específica en lente, pero sólo menciona la posibilidad de combinar una esfera con un patrón de difracción. Sin embargo, US 6,457,826 establece que las correcciones ópticas pueden hacerse confiriendo aesfericidad a una superficie IOL, pero no se describe en total como puede hacerse esto.

En vista de lo anterior, es por lo tanto evidente que hay una necesidad de lentes oftálmicos multifocales que se adapten mejor para compensar las aberraciones causadas por las superficies individuales del ojo, tales como las superficies de la córnea, y capaces de corregir mejor las aberraciones diferentes al desenfoque y el astigmatismo, tal como lo proporcionan los lentes intraoculares multifocales convencionales.

Resumen de la invención

El objetivo de la invención es proveer un lente intraocular multifocal y un método para diseñar los mismos, que superen las desventajas de los dispositivos y métodos de la técnica anterior. Esto se logra por el método según se define en las reivindicaciones 1, 40 y 81, y por los lentes oftálmicos multifocales tal como se definen en las reivindicaciones 102, 103 y 146.

Una ventaja con los lentes intraoculares multifocales de acuerdo con la presente invención es la calidad visual mejorada que puede ser obtenida.

Las reivindicaciones independientes 1, 36 y 71 están dirigidas a la invención.

Realizaciones de la invención están definidas en las reivindicaciones dependientes.

Breve descripción de las figuras

La figura 1 muestra una función de transferencia por modulación para un lente intraocular bifocal de acuerdo con la presente invención y un lente bifocal convencional.

La figura 2 muestra una función de transferencia de modulación medida para un lente intraocular bifocal de acuerdo con la presente invención y un lente bifocal convencional.

La figura 3 muestra una aberración cromática longitudinal como una función de la longitud de onda para el foco cercano y lejano.

Las figuras 4A y 4B muestran la función de transferencia de modulación para un lente intraocular bifocal de acuerdo con dos realizaciones de la presente invención y de acuerdo con un lente bifocal convencional.

Descripción detallada de las realizaciones preferidas

La presente invención en general se relaciona con lentes oftálmico multifocales y con métodos para obtener dicho lentes intraoculares multifocales que son capaces de reducir las aberraciones del ojo para al menos un foco. Por aberraciones en este contexto se entiende aberraciones del frente de onda. Esto se basa en el entendimiento de que un frente de onda convergente debe ser perfectamente esférico para formar una imagen puntual, esto es, si se tiene que formar una imagen perfecta sobre la retina del ojo, habiendo pasado el frente de onda por las superficies ópticas del ojo, tal como la córnea y un lente natural o artificial, deben ser perfectamente esféricos. Una imagen afectada por la aberración se formará si el frente de onda se desvía de su esfericidad. En este contexto el término superficie no esférica se referirá a superficies rotacionalmente simétricas, asimétrica y/o irregulares, esto es todas las superficies que difieren de una esfera. Las aberraciones del frente de onda pueden ser expresadas en término matemáticos de acuerdo con diferentes modelos aproximados tal como se explica en referencias bibliográficas tales como M.R. Freeman, Optics, Tenth Edition, 1990.

En una primera realización, la presente invención está dirigida a un método para diseñar lentes oftálmicos multifocales con un foco de base y al menos un foco adicional capaz de reducir las aberraciones del ojo por al menos uno de los focos después de su implantación. El foco base también puede ser denominado como el foco de campo lejano y en al menos un foco adicional como el foco de campo cercano y el foco de campo medio. El método comprende una primera etapa para caracterizar al menos una superficie de la córnea tal como un modelo matemático, una segunda etapa donde el modelo matemático se emplea para calcular las aberraciones resultantes de la superficie de la córnea. Se obtiene de esta manera una expresión de las aberraciones de la córnea, esto es, las aberraciones del frente de onda de un frente de onda esférico que ha pasado a través de tal superficie de la córnea. Dependiendo del modelo matemático seleccionado pueden tomarse diferentes rutas para calcular las aberraciones de la córnea. Las superficies de la córnea se caracterizan preferiblemente como modelos matemáticos y las aberraciones resultantes de las superficies de la córnea se calculan empleando los modelos matemáticas y técnicas de trazado de rayos. Una expresión de las aberraciones del frente de onda de la córnea se obtiene de esta manera, esto es, las aberraciones del frente de onda de una frente de onda que pasa a través de tal superficie de la córnea. Dependiendo del modelo matemático seleccionado pueden tomarse diferentes rutas para calcular las aberraciones del frente de onda de la córnea. Preferiblemente, las superficies de la córnea se caracterizan como modelos matemáticos en términos de un conoide de rotación o en términos de polinomiales o de combinaciones de los mismos. Más preferiblemente, las superficies de la córnea se caracterizan en términos de combinaciones lineales de polinomiales.

A partir de la información de las etapas anteriores se modela un lente oftálmico, tal que un frente de onda de un sistema óptico que comprende dicho lente y modelo de córnea obtiene aberraciones reducidas. El sistema óptico considerado cuando se modelan los lentes incluye típicamente la córnea y dichos lentes, pero en el caso específico también puede incluir otros elementos ópticos que incluyen los lentes de gafas, o lentes de corrección artificial, tales como lentes de contacto, un implante por incrustación en la córnea o un lente de corrección implantable dependiendo de la situación individual.

Además la potencia de base para la visión lejana, la distribución de luz entre los al menos dos focos y las potencias ópticas para los foco/focos adicionales, del lente oftálmico tiene que ser seleccionado, lo que se hace de acuerdo con métodos convencionales para la necesidad específica de corrección óptica del ojo, por ejemplo el método descrito en la patente de los E.U. No. 5, 968,095.

La modelación del lente multifocal involucra la selección de uno o varios parámetros de lente en un sistema que contribuye a determinar la forma del lente para potencias refractivas preseleccionadas dadas. Esto involucra típicamente la selección de parámetros de lentes convencionales tales como el radio anterior y la forma de superficie, radio posterior y forma de superficie, espesor del lente e índice de refracción del lente, así como parámetros específicos para los lentes multifocales. Como se mencionó anteriormente hay un cierto número de maneras diferentes mediante las cuales pueden diseñarse los lentes multifocales. Por lo tanto, los parámetros específicos multifocales dependen de que diseño multifocal se usa.

El lente oftálmico multifocal de acuerdo con la presente invención puede ser realizado en la forma de un lente de contacto multifocal, una incrustación córnea multifocal para pacientes afáquicos, o similares, pero será descrito en detalle en forma de un lente intraocular multifocal. Además los parámetros específicos multifocales discutidos estarán limitados a parámetros aplicables a lentes bifocales o de tipo difractivo, pero debe entenderse que el lente multifocal modelado de acuerdo con la presente invención puede ser de cualquier tipo multifocal o combinaciones de los mismos. Un lente difractivo bifocal es una combinación de un lente refractivo convencional y un lente difractivo, enfocado el primero hasta el infinito y el último para la visión cercana. Un lente difractivo se establece alrededor de 50 : 50%, así tanto los focos cercanos como los lejanos quedan acomodados. El lente difractivo puede ser formado sobre la superficie anterior o posterior del lente convencional, o en una posición intermedia. La distribución de luz del lente bifocal difractivo es determinada por la altura del paso de las zonas difractivas. La adición de potencia para el foco del campo cercano es determinada por los diámetros de las zonas difractivas. En teoría, esto es independiente de los índices refractivos del lente y del medio que lo rodea.

En términos prácticos, la modelación del lente puede ser ejecutada con datos basados en un lente bifocal convencional, tal como el CeeON® 811 E de Pharmacia Corp. Los valores de los radios centrales del lente, su espesor e índice de refracción son mantenidos, mientras que se selecciona una forma diferente de la superficie anterior y/o posterior, proveyendo así una o ambas de estas superficies de manera que tengan una forma no esférica.

De acuerdo con una realización de la presente invención, la superficie anterior y/o posterior del lente intraocular bifocal es modelada seleccionando un componente aesférico adecuado. Preferiblemente el lente tiene al menos una superficie descrita como una no esférica o conoide de rotación. El diseño de superficies de lentes no esféricas es una técnica bien conocida y puede ser ejecutada de acuerdo con diferentes principios y la descripción de tales superficies está explicada en más detalle en nuestra solicitud de patente PCT WO 01/62188.

El método inventivo puede ser desarrollado adicionalmente comparando aberraciones del frente de onda de un sistema óptico que comprende el lente y el modelo de la córnea promedio con las aberraciones de frente de onda de la córnea promedio y evaluando sí obtiene una reducción suficiente en las aberraciones del frente de onda para al menos uno de los focos. Tales parámetros adecuados se encuentra entre los parámetros físicos antes mencionados del lente, los cuales pueden ser alterados de manera que se encuentre un modelo de lente, el cual se desvié suficientemente de ser un lente esférico para compensar las aberraciones de la cornea.

La caracterización de al menos una superficie de córnea como un modelo matemático y mediante ello el establecimiento de un modelo de córnea que exprese las aberraciones del frente de onda de la córnea se lleva cabo preferiblemente mediante mediciones directas de la superficie de la córnea de acuerdo con métodos de medición topográfica bien conocidos que sirven para expresar las irregularidades de la superficie de la córnea en un modelo cuantificable que puede ser usado con el método inventivo. Las mediciones de la córnea para este propósito pueden ser ejecutadas con el videokeratográfo ORBSCAN®, disponible de Orbtech, o por métodos de topografía córnea, tales como EyeSys ® de Prernier Laser Systems. Preferiblemente, al menos la superficie frontal de la córnea es medida y más preferiblemente se miden tanto la superficie frontal como la posterior y se caracterizan y expresan juntas en términos de aberración de frentes de ondas resultantes, tales como una combinación lineal de polinomiales que representan las aberraciones totales del frente de onda de la córnea. De acuerdo con un aspecto importante de la presente invención, la caracterización de las córneas es conducida en una población seleccionada con el propósito de expresar un promedio de las aberraciones de frente de onda de la córnea y diseñar un lente a partir de tales aberraciones promedio. Pueden calcularse términos de aberración promedio del frente de onda de la córnea de la población, por ejemplo, como una combinación lineal promedio de polinomiales y usarse en el método para el diseño del lente. Este aspecto incluye seleccionar diferentes poblaciones relevantes, por ejemplo en grupos de edad, para generar superficies de córnea promedio adecuadas. Ventajosamente, pueden proveerse de esta manera lentes que sean adaptados a una córnea promedio de una población relevante para un individuo elegido para sufrir cirugía de cataratas o cirugía de corrección refractiva incluyendo la implantación de un IOL o incrustaciones en la córnea o IOL fáquicos. El paciente obtendrá de esta manera un lente bifocal que da al ojo sustancialmente menos aberraciones cuando se compara con un lente esférico convencional.

Preferiblemente, las mediciones mencionadas de la córnea incluyen también la medición de la potencia refractiva de la córnea. La potencia de la córnea y la longitud axial del ojo son consideradas típicamente para la selección de la potencia del lente en el método de diseño inventivo.

También preferiblemente, las aberraciones del frente de onda aquí se expresan como una combinación lineal de polinomiales y el sistema óptico que comprende modelo de córnea y el lente intraocular modelado proporciona, para al menos uno de los focos y preferiblemente para cada foco, un frente de onda que tiene un frente de onda que ha obtenido una reducción sustancial en las aberraciones, tal como se expresa mediante uno o más de tales términos polinomiales. En el arte de la óptica, hay disponibles diversos tipos de polinomiales para las personas experimentadas con el fin de describir las aberraciones. De manera adecuada, los polinomiales son polinomiales de Seidel o Zernike. De acuerdo con la presente invención se emplean preferiblemente los polinomiales de Zernike.

La técnica para emplear los términos de Zernike para describir las aberraciones del frente de onda que se origina a partir de superficies ópticas que se desvían de ser perfectamente esféricas es una técnica del estado del arte y puede ser empleada por ejemplo con un sensor Hartmann Shack, tal como se describe en J. Opt. Soc. Am., 1994, Vol 11(7), pp. 1949-57. También está bien establecido entre los practicantes ópticos que los términos de Zernike diferentes significan diferentes fenómenos de aberración incluyendo desenfoque, astigmatismo, coma y aberración esférica hasta aberraciones más altas. En una realización del presente método, la medición de la superficie de la córnea resulta en que una superficie de córnea se expresa como una combinación lineal de los primeros 15 polinomiales de Zernike. Mediante un método de trazado de rayos, la descripción de Zernike puede ser transformada a un frente de onda resultante (tal como se describe en la ecuación (1)), donde Z_{i} es el término i de Zernike y a_{i} es el coeficiente de ponderación para este término. Los polinomiales de Zernike son un conjunto de polinomiales ortogonales completos definidos sobre un círculo de unidad. Más abajo, la Tabla 1 muestra los primeros 15 términos de Zernike y las aberraciones que cada término significa

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1

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En la ecuación (1), p y z represente el radio normalizado y el ángulo de Azimut, respectivamente.

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(Tabla pasa a página siguiente)

TABLA 1

2

La corrección óptica convencional con lentes intraoculares satisfará solamente el cuarto término de un sistema óptico que comprende el ojo con un lente implantado. Las gafas, lentes de contacto y algunos lentes intraoculares especiales provistos con corrección para astigmatismo pueden cumplir adicionalmente con los términos 5 y 6 y sustancialmente reducir los polinomiales de Zernike que se refieren al astigmatismo.

El método inventivo incluye adicionalmente el cálculo de las aberraciones del frente de onda resultante a partir de un sistema óptico que comprende dicho lente intraocular bifocal modelado y la córnea y expresarlos en una combinación lineal de polinomiales y determinar si el lente intraocular bifocal ha provisto suficiente reducción en las aberraciones del frente de onda para uno o más de los focos. Si la reducción en las aberraciones del frente de onda se encuentra insuficiente, el lente será remodelado hasta que uno o varios de los términos polinomiales sean suficientemente reducidos. La remodelación del lente significa que al menos un parámetro de diseño del lente que afecta uno o más de los focos ha cambiado. Esto incluye la forma de la superficie anterior y el radio central, la forma de la superficie posterior y el radio central, el espesor del lente, su índice de refracción, y los diámetros y las alturas de los pasos de las zonas difractivas. Típicamente, tal remodelación incluye el cambio de la forma de una superficie del lente de tal manera que se desvié de la esfericidad. Hay diversas herramientas disponibles en el diseño de lentes que son útiles para emplear con el método de diseño, tales como los paquetes de software de diseño óptico OSLO y Code-V. Los formatos de los polinomiales de Zernike asociados con esta aplicación aparecen en la Tabla 1.

De acuerdo con una realización, el método inventivo comprende la expresión de al menos una superficie de córnea tal como una combinación lineal de polinomiales de Zernike y la determinación mediante este sistema de los coeficiente Zernike del frente de onda de la córnea resultantes, esto es, el coeficiente de cada uno de los polinomiales individuales de Zernike que es seleccionado para su consideración. El lente bifocal es modelado entonces de manera que un sistema óptico que comprenda dicho lente de modelo bifocal y de córnea proporcione un frente de onda que tiene una reducción suficiente de los coeficientes de Zernike seleccionados para al menos uno de los focos. El método puede ser refinado opcionalmente con las etapas adicionales de cálculo de los coeficientes de Zernike de los polinomiales de Zernike que representan un frente de onda que resulta a partir de un sistema óptico que comprende el lente bifocal intraocular modelado y la córnea y determina si el lente ha provisto una reducción suficiente de los coeficientes de frente de onda Zernike para al menos uno de los focos del sistema óptico de la córnea y el lente; y opcionalmente remodelar dicho lente bifocal hasta que se obtenga una reducción suficiente en dichos coeficientes para el al menos un foco. Preferiblemente, en este aspecto el método considera los polinomiales de Zernike hasta el 4º orden y busca reducir suficientemente los coeficientes de Zernike que se refieren a los términos de aberración esférica y/o astigmatismo. Es particularmente preferible reducir suficientemente el 11º coeficiente de Zernike de un frente de onda a partir de un sistema óptico que comprende la córnea y dicho lente intraocular multifocal modelado, de manera que se obtenga un ojo suficientemente libre de aberración esférica para al menos uno de los focos. Alternativamente, el método de diseño también puede incluir la reducción de aberraciones de orden más alto y por lo tanto alcanzar la reducción de los coeficientes de Zernike de términos de aberración de orden más alto que el 4º orden.

Para alcanzar la reducción de aberraciones deseada, el lente intraocular bifocal es optimizado con respecto a un comportamiento óptico no aberrante del sistema óptico del ojo. En este aspecto, el comportamiento óptico puede ser optimizado bien para uno de los focos o ambos simultáneamente. Si el lente es optimizado para el foco base, entonces el lente dará un mejor resultado óptico para la visión lejana. Consecuentemente cuando el lente es optimizado para el foco cercano, el mejor rendimiento es obtenido en la visión cercana. Se alcanza un rendimiento global mejor cuando el lente es optimizado simultáneamente para ambos focos. El patrón difractivo del lente bifocal puede ser formado independientemente de la superficie del lente que es modelado para reducir las aberraciones del sistema óptico, pero también podría ser formado sobre la misma superficie del lente.

Cuando se diseñan lentes basados en la caracterización de la córnea de una población seleccionada, preferiblemente las superficies de la córnea de cada individuo se expresan en polinomiales de Zernike que describen la topografía de la superficie y a partir de allí los coeficientes de Zernike de la aberración del frente de onda son determinados. A partir de estos resultados se calculan los coeficientes de aberración del frente de onda de Zernike y se emplean en el método de diseño, en busca de una reducción suficiente de tales coeficientes seleccionados. En un método alternativo de acuerdo con la invención, los valores promedio de los polinomiales de Zernike que describen la topografía de la superficie son calculados y empleados en cambio en el método de diseño. Esto debe entenderse de manera que los lentes resultantes que surjan de un método de diseño basados en valores promedios de una gran población tienen el propósito de mejorar sustancialmente la calidad de visión para todos los usuarios. Un lente que tiene una eliminación total de un término de aberración de frente de onda con base en un valor promedio puede consecuentemente ser menos deseable y dejar a ciertos individuos con una visión inferior que con un lente convencional, Por esta razón, puede ser adecuado reducir los coeficientes de Zernike seleccionados solamente hasta cierto grado o hasta una fracción predeterminada del valor promedio.

De acuerdo con otra aproximación del método de diseño inventivo, las características de la córnea de la población seleccionada y la combinación lineal resultante de polinomiales, por ejemplo polinomiales de Zernike; que expresa tales aberraciones de córnea individuales pueden ser comparados en términos de valores de coeficiente. A partir de este resultado, se selecciona un valor adecuado de los coeficientes y se emplea el método de diseño inventivo para un lente adecuado. En una población seleccionada que tiene aberraciones del mismo signo un tal valor de coeficiente puede ser típicamente el valor más bajo dentro de la población seleccionada y el lente diseñado a partir de este valor proveerá por lo tanto una calidad visual mejorada para todos los individuos en el grupo en comparación con un lente convencional.

Una realización del método comprende seleccionar un grupo representativo de pacientes y recolectar los datos topográficos de la córnea para cada sujeto en el grupo. Este método comprende adicionalmente transferir dichos datos a términos que representen la forma de la superficie de la córnea para cada sujeto para un tamaño de apertura presente que represente el diámetro de la pupila. Después de esto se calcula un valor promedio de al menos un término de forma de superficie de córnea de dicho grupo, de manera que se obtenga al menos un término de forma de superficie de córnea promedio. De forma alternativa o complementaria un valor promedio de al menos uno de los términos de aberración de frente de onda de la córnea correspondientes a la córnea puede ser calculado. Los términos de aberración del frente de onda de la córnea son obtenidos transformando los términos de la forma de la superficie de la córnea correspondiente utilizando un procedimiento de trazado de rayos. A partir de dicho al menos un término de forma de la superficie de la córnea promedio o a partir de dicho al menos un término de aberración del frente de onda de la córnea promedio se diseña un lente intraocular bifocal capaz de reducir, para al menos uno de sus focos, dicho al menos un término de aberración de forma de onda promedio del sistema óptico que comprende la córnea y el lente.

En una realización preferida de la presente invención el método comprende adicionalmente diseñar un modelo de córnea promedio para el grupo de personas a partir del término de forma de superficie de córnea promedio calculado o a partir de al menos un término de aberración de frente de onda de córnea promedio. También comprende la revisión de que el lente oftálmico diseñado compense correctamente el al menos un término de aberración promedio. Esto se hace midiendo estos términos de aberración específicos de un frente de onda que han viajado a través de la córnea promedio modelo y el lente. El lente se rediseña si dicho al menos un término de aberración no ha sido suficientemente reducido en el frente de onda medido para al menos uno de los focos.

Preferiblemente una o más constantes descriptivas de la superficie (que describen la aesfericidad) es calculado para el lente bifocal que va a diseñarse a partir del término de forma de superficie de la córnea promedio o a partir de los términos de aberración del frente de onda de la córnea promedio para un radio predeterminado. El radio esférico es determinado mediante el poder refractivo del lente.

Las superficies de la córnea son caracterizadas preferiblemente como modelos matemáticos y las aberraciones resultantes de las superficies de la córnea son calculadas empleando los modelos matemáticos y técnicas de trazado de rayos. Una expresión de las aberraciones del frente de onda de la córnea se obtiene por lo tanto, esto es, las aberraciones del frente de onda de un frente de onda que ha pasado por tal superficie de córnea. Dependiendo del modelo matemático seleccionado pueden tomarse diferentes rutas para calcular las aberraciones del frente de onda de la córnea. Preferiblemente las superficies de la córnea son caracterizadas como modelos matemáticos en términos de un conoide de rotación o en términos de polinomiales o combinaciones de los mismos. Más preferiblemente, las superficies de la córnea son caracterizadas en términos de combinaciones lineales de polinomiales.

En una realización de la invención, la al menos una superficie no esférica del lente bifocal está diseñada de tal manera que los lentes para el al menos un foco, en el contexto del ojo, provea a un frente de onda que pasa al menos un término de aberración de frente de onda que tenga sustancialmente el mismo valor pero con signo opuesto a un valor promedio del mismo término de aberración obtenido a partir de las mediciones de la córnea de un grupo seleccionado de personas, en el cual se ha categorizado dicho paciente. Mediante esto un frente de onda que llegue de la córnea del ojo del paciente obtiene una reducción en dicho al menos un término de aberración provisto por la córnea después de pasar dicho lente bifocal. La expresión usada "en el contexto del ojo" puede significar tanto en el ojo real como en el modelo de un ojo.

En una realización específica de la invención, el frente de onda obtiene términos de aberración reducidos expresados en términos de Zernike simétricos rotacionalmente hasta el 4º orden. Para este propósito, la superficie del lente intraocular bifocal está diseñada para reducir un término de aberración esférica positivo de un frente de onda que pasa por al menos uno de los focos. En este texto aberración esférica positiva se define de tal forma que una superficie esférica con potencia positiva reduce la aberración esférica positiva. Preferiblemente el lente bifocal está adaptado para compensar la aberración esférica para al menos uno de los focos, y más preferiblemente está adaptado para compensar al menos uno de los términos de un polinomial de Zernike que representa la aberración de un frente de onda, preferiblemente al menos el término de Zerrnike 11º, véase Tabla 1.

Los grupos seleccionados de personas podrían por ejemplo ser un grupo de personas que pertenezcan a un intervalo específico de edad, un grupo de personas que vayan a sufrir una operación quirúrgica de cataratas o un grupo de personas que hayan sufrido una cirugía de córnea incluyendo pero no limitándose a LASIK (queratomileusis por láser in situ), RK (queratoectomía radial) o PRK (queratoectomía fotorrefractiva). El grupo también podría ser un grupo de personas que tengan una enfermedad ocular específica o personas que tengan un defecto óptico ocular específico.

El lente también es provisto adecuadamente con potencias ópticas. Esto se hace de acuerdo con métodos convencionales para las necesidades específicas de una corrección óptica del ojo. Preferiblemente la potencia refractiva del foco base del lente es menor o igual a 34 dioptrías y el foco adicional entre 2 y 6 dioptrías. Un sistema óptico considerado cuando se modele el lente para compensar las aberraciones incluye típicamente la córnea promedio y dicho lente, pero en el caso específico también puede incluir otros elementos ópticos que incluyen los lentes de gafas, o lentes de corrección artificial tales como un lente de contacto, una incrustación en la córnea o un lente de corrección implantable dependiendo de la situación individual.

En una realización especialmente preferida el lente intraocular bifocal está diseñado para personas que van a sufrir una cirugía de cataratas. En este caso se ha demostrado que la córnea promedio de tal población es representada por una superficie prolato que sigue la fórmula:

4

donde,

La constante cónica cc tiene un valor que varía entre -1 y 0

R es el radio central del lente y

ad y ae son coeficientes polinomiales adicionales a la constante cónica.

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En estos estudios la constante cónica de la superficie prolate varía entre aproximadamente -0.05 para un tamaño de apertura (diámetro pupilar) de 4 mm hasta aproximadamente -0.18 para un tamaño de apertura de 7 mm. De acuerdo con estos resultados el lente intraocular bifocal que va a ser diseñado debería tener una superficie prolato que siga la misma fórmula. De acuerdo con ello un lente intraocular bifocal adecuado para mejorar la calidad visual reduciendo al menos la aberración esférica para al menos uno de los focos de un paciente con cataratas con base en el valor promedio de la córnea tendrá una superficie prolato que sigue la fórmula anterior. Puesto que la córnea generalmente produce una aberración esférica positiva a un frente de onda en el ojo, un lente intraocular bifocal para implantación en el ojo tendrá términos de aberración esférica negativa mientras que sigue la curva prolato mencionada. Como será discutido en más detalle en la parte de ejemplos de la especificación, se ha encontrado que un lente intraocular que puede corregir el 100% de una aberración esférica promedio tiene una constante cónica (cc) con un valor de menos de 0 (representando una superficie conoide modificada). Por ejemplo, una apertura de diámetro de 6 mm proveerá un lente con 20 dioptrías con un valor de constante cónica de aproximadamente -1.02.

En está realización el lente intraocular bifocal está diseñado para balancear la aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de 0.0000698 mm a 0.000871 mm para un radio de apertura de 3mm, 0.0000161 mm a 0.00020 mm para un radio de apertura de 2 mm, 0.0000465 mm a 0.000419 mm para un radio de apertura de 2.5 mm y 0.0000868 mm a 0.00163 mm para un radio de apertura de 3,5 mm utilizando los polinomiales expresados en la Tabla 1. Estos valores fueron calculados para una córnea modelo que tenía dos superficies con índice de refracción de la córnea de 1,3375. Es posible utilizar formatos de modelo equivalentes ópticamente de la córnea sin apartarse del alcance de la invención. Por ejemplo pueden usarse una o más superficies múltiples de córneas o córneas con diferentes índices de refracción. Los valores más bajos en el intervalo son aquí iguales al valor promedio medido para ese radio de apertura específico menos una desviación estándar. Los valores más altos son iguales al valor promedio medido para cada radio de apertura específico más tres desviaciones estándar. La razón para seleccionar solamente menos una SD (=desviación estándar) mientras que se seleccionan más tres SD es que en estas realizaciones es conveniente compensar solamente la aberración óptica de córnea positiva y mas que menos una SD añadido al valor promedio daría una aberración esférica de la córnea negativa.

De acuerdo con una realización de la invención el método comprende adicionalmente las etapas de medir el por lo menos un término de aberración del frente de onda de una córnea de un paciente específico y determinar si el grupo seleccionado correspondiente a este paciente es representativo para este paciente específico. Si este es el caso el lente seleccionado es implantado y si no es el caso se implanta un lente de otro grupo o un lente individual para este paciente es diseñado utilizando la descripción de la córnea de este paciente como córnea de diseño. Estas etapas de métodos son preferidas puesto que pacientes con valores de aberración extremos de su córnea pueden recibir tratamientos especiales.

De acuerdo con otra realización, la presente invención está dirigida a la selección de un lente intraocular bifocal de potencias refractivas, adecuado para la corrección óptica deseada que el paciente necesita, a partir de una pluralidad de lentes que tienen las mismas potencias pero diferentes aberraciones. El método de selección es llevado a cabo de manera similar al que se ha descrito con el método de diseño e involucra la caracterización de al menos una superficie de córnea con un modelo matemático por medio del cual las aberraciones de la superficie de la córnea son calculadas. El sistema óptico del lente seleccionado y el modelo de la córnea es evaluado entonces de manera que se considere si una reducción suficiente en las aberraciones es alcanzada para al menos uno de los focos calculando las aberraciones de un frente de onda que llegue de tal sistema. Si se encuentra una corrección insuficiente se selecciona un nuevo lente, que tenga la misma potencia, pero diferentes aberraciones. Los modelos matemáticos empleados aquí son similares a los descritos anteriormente y pueden emplearse los mismos métodos de caracterización de las superficies de la córnea.

Preferiblemente, las aberraciones determinadas en la selección son expresadas como combinaciones lineales de polinomiales de Zernike y los coeficientes de Zernike del sistema óptico resultante que comprende la córnea modelo y los lentes seleccionados son calculados. A partir de los valores de coeficiente del sistema, han balanceado suficientemente los términos de aberración de la córnea para por lo menos uno de los focos, según se describe por los coeficientes de Zernike del sistema óptico. Si no se encuentra una reducción suficiente de los coeficientes individuales deseados, estas etapas pueden ser iterativamente repetidas seleccionando un nuevo lente de las mismas potencias pero con diferentes aberraciones, hasta que un lente capaz de reducir suficientemente las aberraciones del sistema óptico para al menos de uno de los focos sea encontrado. Preferiblemente se determinan por lo menos 15 polinomiales de Zernike hasta el 4º orden. Si se ve como suficiente corregir la aberración esférica, solamente los términos de aberración esférica de los polinomiales de Zernike para el sistema óptico de córnea y lente intraocular bifocal son corregidos. Hay que entender que los lentes intraoculares bifocales serán seleccionados de manera que una selección de estos términos será suficientemente pequeña para el sistema óptico que comprende lente y córnea para al menos uno de los focos. De acuerdo con la presente invención, el coeficiente 11º de Zernike, A_{11}, puede ser eliminado sustancialmente o acercado suficientemente a 0 para por lo menos uno de los focos. Este es un prerrequisito para obtener un lente intraocular bifocal que reduzca suficientemente la aberración esférica para el ojo para al menos uno de los focos. El método inventivo puede ser empleado para corregir otros tipos de aberraciones diferentes a la aberración esférica considerando otros coeficientes de Zernike de una manera idéntica, por ejemplo aquellos que representan astigmatismo, coma y aberraciones de orden más alto. También pueden corregirse aberraciones de orden más alto dependientes del número de polinomiales de Zernike elegidas para hacer parte del modelo, en cuyo caso puede seleccionarse un lente capaz de corregir aberraciones de orden más alto que el 4º orden.

De acuerdo con un aspecto importante, el método de selección involucra la selección de lentes a partir de un juego de lentes que tiene lentes con un rango de potencias y una pluralidad de lentes dentro de cada una de las combinaciones de potencia para focos lejano y cercano que tienen diferentes aberraciones. En un ejemplo los lentes dentro de cada combinación de potencia tienen superficies anteriores con diferentes componentes aesféricos. Si un lente no exhibe suficiente reducción en aberración para al menos uno de los focos, como se expresa con coeficientes de Zernike adecuados, entonces se selecciona un nuevo lente de la misma combinación de potencia pero con una diferente superficie (componente aesférico). El método de selección puede si es necesario repetirse iterativamente hasta que se encuentre el mejor lente o los términos de aberración estudiados sean reducidos por debajo de un valor frontera reducida para al menos uno de los focos. En la práctica, los términos de Zernike obtenidos a partir del examen de la córnea serán obtenidos directamente por el cirujano oftálmico y por medio de un algoritmo serán comparados con los términos conocidos de Zernike del lente en el juego. A partir de esta comparación el lente más adecuado del juego puede ser encontrado e implantado. Alternativamente, el método puede ser conducido antes de cirugía de cataratas y los datos de la estimación de la córnea se envían al fabricante de lentes para la producción de un lente individualmente hecho a la medida.

La presente invención es pertinente además a un lente intraocular bifocal que tiene al menos una superficie no esférica capaz de transferir, para al menos uno de los focos, un frente de onda que ha pasado a través de la córnea del ojo en un frente de onda sustancialmente esférico con su centro en la retina del ojo. Preferiblemente, el frente de onda es sustancialmente esférico con respecto a los términos de aberración expresados en términos simétricos rotacionalmente de Zernike hasta el 4º orden.

De acuerdo con una realización especialmente preferida, la invención se relaciona con un lente intraocular bifocal, el cual tiene al menos una superficie, cuando se expresa como una combinación lineal de los términos polinomiales de Zernike usando el formato normalizado, que tiene un término 11º negativo del 4º orden con un coeficiente de Zernike A_{11} que puede balancear un término positivo correspondiente de la córnea, para obtener reducción suficiente de la aberración esférica para al menos un foco del ojo después de la implantación. En un aspecto de esta realización, se determina el coeficiente de Zernike del lente bifocal de manera que compense un valor promedio resultante de un número suficiente de estimaciones del coeficiente de Zernike A_{11} en varias córneas. En otro aspecto, el coeficiente de Zernike es determinado para compensar el coeficiente de córnea individual de un paciente. El lente bifocal puede de acuerdo con lo anterior ser hecho a la medida para un individuo con alta precisión.

La invención se relaciona adicionalmente con otro método para provee a un paciente con un lente intraocular bifocal, el cuál por lo menos compensa parcialmente las aberraciones del ojo para al menos uno de los focos. Este método comprende remover el lente natural del ojo. La remoción quirúrgica de los lentes deteriorados puede ser llevada a cabo utilizando un método de facoemulsificación convencional. El método comprende adicionalmente medir las aberraciones del ojo afáquico, no comprendiendo un lente, utilizando un sensor de frente de onda. Métodos adecuados para mediciones de frente de ondas se encuentran en J. Opt. Soc. Am., 1994, Vol 11(7), pp. 1949-57 de Liang et. al., Además el método comprende la selección entre un juego de lentes de un lente que por lo menos compense parcialmente las aberraciones medidas para al menos uno de los focos e implantar dicho lente en el ojo. El juego de lentes comprende lentes de diferentes potencias y diferentes aberraciones y la determinación del lente más adecuado puede ser llevada a cabo de una manera tal como se discutió anteriormente. De forma alternativa, un lente diseñado individualmente para el paciente puede ser diseñado con base en el análisis del frente de onda del ojo afáquíco para una implantación subsecuente. Este método es ventajoso, puesto que no se requieren mediciones topográficas de la córnea y la córnea entera, incluyendo las superficies anterior y posterior, es considerada automáticamente.

De acuerdo con una realización especial de la presente invención los lentes multifocales aesféricos diseñados para reducir las aberraciones de los frentes de onda en el foco que llegan desde un sistema del lente y córnea, tal como se describen en las partes subsiguientes, puede proveerse con medios para distribuir la luz entre los focos con el propósito de proveer al usuario de los lentes una mejor visión funcional. Por ejemplo, es deseable proveer el foco lejano de un IOL que reduce la aberración bifocal aesférica con más intensidad de luz cuando la pupila está en su diámetro máximo. En términos más prácticos esto proporcionará a un individuo una mejor calidad visual de los objetos distantes en la oscuridad, así que se simplifica por ejemplo el conducir durante la noche. Hay varias técnicas conocidas para modificar la distribución de luz de los lentes multifocales reduciendo la altura de las etapas del patrón difractivo en la dirección hacia la periferia del lente. La patente de los E.U. No. 4,881,805 sugiere diferentes rutas para utilizar diferentes escalones de profundidad para variar la intensidad de la luz entre los diferentes focos de un lente multifocal. La patente de los E.U. No. 5,699,142 describe un lente intraocular multifocal con un patrón de difracción que tiene una zona de apodización que gradualmente modifica el balance de energía desde el foco cercano hasta el foco distante. La zona de apodización está construida de manera que los escalones del patrón difractivo gradualmente tengan una profundidad reducida hacia la periferia del lente. Haciendo un ajuste apropiado de la altura a cada etapa (profundidad de la escala), puede obtenerse una desviación deseada desde 50-50% de distribución entre los dos focos de un lente bifocal.

De acuerdo con otra realización especial, el lente multifocal aesférico de la presente invención tal como se describió en las partes previas de la especificación puede proveerse con medios para reducir la aberración cromática en por lo menos uno de sus focos. Los lentes monofocales aesféricos con una capacidad para corregir tanto la aberración cromática como otras aberraciones inducidas por las partes ópticas del ojo y la visión distorsionada han sido descritos en la solicitud de patente internacional publicada como WO 02/084281. En este contexto "aberración cromática" significa tanto la aberración monocromática y la cromática introducidas por las superficies ópticas del ojo y eventualmente también del lente mismo.

Los lentes intraoculares multifocales pueden en general ser de un tipo refractivo o difractivo habiendo sido los del tipo difractivo descritos en diversos lugares en mayor detalle. Para ambas alternativas de IOIS multifocales, la aberración cromática es provista preferiblemente por una superficie, configurada como una parte difractiva con un patrón de superficie difractiva y tiene una potencia refractiva que se puede añadir a la potencia total del lente. En ambas alternativas, la superficie de reducción de la aberración cromática está diseñada para compensar cualquier aberración cromática introducida por la parte refractiva del lente y para aberraciones monocromáticas introducidas por dicho patrón de superficie difractiva. Tal como se discute en WO 02/084281, es posible diseñar el lente para reducir la aberración cromática determinada a partir de la superficie individual del ojo (esto es córnea) o reducir un valor de aberración cromática promedio recogido a partir de un grupo relevante de individuos (por ejemplo, un valor promedio a partir de córneas de pacientes elegidos para sufrir cirugías de cataratas).

En el proceso de diseño del IOL multifocal ásferico que es capaz de corregir tanto las aberraciones cromáticas como las aberraciones monocromáticas, tales aberraciones esféricas, también puede ser necesario compensarlas para otras aberraciones, tales como las aberraciones esféricas introducidas por el patrón difractivo, mientras que se llevan a cabo ajustes opcionales de la contribución de potencia del patrón de difracción.

Para el ejemplo donde la aesfericidad compensa los términos de aberración, tal como la aberración esférica las características que proporciona el lente con múltiples focos ya han sido establecidas, y el proceso de diseño preferiblemente incluiría las etapas de:

(i) seleccionar un modelo de ojo, adecuadamente el modelo de ojo de Navarro (1985) con un lente oftálmico multifocal aesférico de una potencia refractiva predeterminada y una cantidad predeterminada de al menos una aberración monocromática;

(ii) estimar la potencia de dicho modelo de ojo a diferentes longitudes de onda, de manera que se determine la aberración cromática del modelo de ojo;

(iii) estimar una función de corrección de cómo la potencia varía con la longitud de onda para hacer una compensación ideal para dicha aberración cromática del modelo de ojo;

(iv) encontrar una función lineal de cómo la potencia varía con la longitud de onda, lo cual se aproxima adecuadamente a dicha función de corrección;

(v) calcular una anchura de zona provisional de un perfil difractivo correspondiente con esta función lineal y también calcular la potencia difractiva de este perfil difractivo;

(vi) reducir la potencia refractiva del lente en la cantidad de potencia calculada para el perfil difractivo;

(vii) estimar una nueva función de corrección de la etapa (iii), encontrar una nueva función lineal de la etapa (iv) y calcular una nueva anchura de zona provisional y una nueva potencia difractiva para un nuevo perfil difractivo correspondiente con esta nueva función lineal;

(viii) ajustar la potencia refractiva del lente de tal manera que la potencia total iguale la potencia predeterminada;

(ix) repetir la etapas (vii) a (viii) hasta que una combinación adecuada de una parte refractiva y difractiva del lente oftálmico híbrido sea encontrada de manera tal que provea al modelo de ojo con una potencia predeterminada y una reducción adecuada de la aberración cromática.

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En el proceso de diseño es preferible para un lente bifocal refractivo balancear la aberración cromática entre los focos cercano y distante de una manera tal que resulte que los lentes resultantes en el modelo de ojo de Navarro obtengan funciones de transferencia de modulación policromática a 50 ciclos/mm para un modelo de ojo que se aproxime al mismo valor (véase también ejemplo iv, más abajo). Para la realización con un IOL multifocal aesférico difractivo, el patrón de superficie difractivo que corrige la aberración cromática será un segundo patrón difractivo que consista de un número de anillos. Para el ejemplo, un lente que tiene una potencia total 20 D con una potencia 2D que venga del segundo patrón difractivo, la primera zona tiene una anchura radial de 1,5 mm. En este caso, el segundo patrón de superficie difractivo está localizado sobre el lado anterior del lente superimpuesto sobre la superficie esférica. Preferiblemente, el primer patrón de difracción está localizado entonces en el lado posterior del lente. También, para un lente bifocal refractivo, la aberración cromática es (ligeramente) diferente del foco cercano y lejano, lo cual significa que el rendimiento del foco cercano y lejano puede ser balanceado, utilizando una función de méritos, de la cual las funciones de transferencia de modulación a 50 c/mm son un ejemplo.

En otra realización especial, el lente multifocal modelado para reducir las aberraciones de por lo menos uno de los focos en un sistema óptico que comprende el lente y una córnea modelo sin tener consideraciones a las aberraciones que la córnea proveerá un frente de onda que luego pasa al sistema. Este tipo de lentes será adecuado para individuos con córnea que generen pocas aberraciones o cuando no haya acceso a datos de aberraciones de córnea. Estos lentes serán diseñados con una superficie no esférica con un diseño de superficie construido para reducir aberraciones en un frente de onda que pasa a través de dicho lente que son generados a partir del lente mismo. Típicamente, tales aberraciones involucran aberración esférica. Un ejemplo adecuado de este tipo de lentes multifocales es el tipo difractivo que tiene un patrón difractivo sobre la superficie del lente que es capaz de generar focos múltiples, y más preferiblemente es un lente bifocal que distribuye más luz en su foco distante que en su foco cercano. Opcionalmente, puede ser provisto con los medios mencionados para generar una distribución de luz deseada y con un segundo patrón difractivo para compensar las aberraciones cromáticas del ojo.

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Los lentes de acuerdo con la presente invención pueden ser monofacturados con métodos convencionales. En una realización están hechos a partir de material suave, reciliente, tal como siliconas o hidrogeles. Ejemplos de tales materiales adecuados para lentes intraoculares plegables se encuentran en la patente de los E. U. No. 5, 444,106 o en la patente de los E. U. No. 5, 236,970. La manufactura de lentes de silicona no esféricos u otros lentes plegables puede ser ejecutada de acuerdo con la patente de los E. U. No. 6, 007,747. Alternativamente, los lentes de acuerdo con la presente invención pueden hacerse de un material más rígido, tal como poli (metil) metacrilato, La persona experta podrá identificar fácilmente materiales y métodos de manufactura alternativa, que serán adecuados para su empleo con el fin de producir los lentes reductores de aberraciones inventivos.

Como se demuestra en los siguientes ejemplos, los lentes intraoculares bifocales de acuerdo con la presente invención (BRAIOL) superan a los BIOL convencionales con respecto a las características de función de transferencia de modulación. Más específicamente se ha encontrado que el BRAIOL tiene una modulación de al menos 0.2 para ambos focos a una frecuencia de espacios de 50 ciclos por milímetro, cuando se diseñan de tal manera que la distribución de luz entre los dos focos es 50:50%. Las mediciones se llevan a cabo en un modelo de ojo promedio utilizando una apertura de 5 mm. Sorprendentemente se ha encontrado que la suma de la modulación a 50 c/mm para los dos o más focos es más de 0.40, y en algunos casos aún por encima de 0.50, independientemente de la distribución de luz, cuando se mide en el modelo especificado más arriba. El hecho de que la suma de la modulación a 50 c/mm es independiente de la distribución de luz es ilustrado para el caso donde la distribución de luz tiene un valor limitante de 100:0%, el cual es equivalente a un lente monofocal.. Los lentes convencionales y los lentes que corrigen la aberración esférica fueron diseñados, manufacturados y medidos. En esta situación, el lente convencional tiene una modulación a 50 c/mm de 0.21, mientras que el diseño optimizado para la aberración esférica muestra una modulación de 0.6, equivalente a la suma del lente bifocal diseñado.

Además, los experimentos de evaluación han revelado que los frentes de onda de los dos focos de un lente bifocal son independientes con respecto a algunos de los términos de Zernike, pero que alguno de los términos de Zernike son acoplados o iguales para ambos. La gran mayoría de esta diferencia está en el término "desenfoque", el cual representa la diferencia de 4 dioptrías entre los puntos focales. En el proceso de diseño se ha encontrado que la parte de aberración esférica del frente de onda no es muy diferente para los dos frentes de onda. Esto también es válido para todas las demás aberraciones, aparte del desenfoque, inclinación y el término de pistón. Consecuentemente la presente invención hace posible proveer un lente con aberraciones reducidas esencialmente la misma escala para todos los focos.

Ejemplos General

Un lente intraocular bifocal que corrige la aberración esférica de la córnea (BRAIOL) puede ser modelado con base en un lente bifocal convencional (BIOL), en este caso el modelo bifocal 811E de Pharmacia Corps, el cual es un diseño de lente difractivo hecho a partir de material de poli (metilmetacrilato). La adición de potencia de este lente es más 4 dioptrías para la lectura, lo cual corresponde a gafas de lectura de 3 dioptrías. En este ejemplo, el diseño es adaptado para ser utilizado para un material de silicona. Como consecuencia, las alturas de los pasos del perfil de superficie difractiva se incrementan con la relación de los índices refractivos reducidos de los dos materiales.

El lente óptico es una combinación de un lente biconvexo y un lente difractivo. El perfil de superficie difractiva se superimpone sobre la superficie posterior esférica de la óptica. El perfil de superficie difractiva puede ser descrita utilizando ecuaciones de corrección convencionales. Ejemplos de ecuaciones para el perfil de superficies se describen en la literatura. Por ejemplo, Optom Vis Sci 70(6): 461:8 describe el perfil difractivo con la ecuación:

5

donde

r es la distancia desde el eje óptico

h es la altura máxima del perfil (altura de las etapas)

N es el número de zona

w es la anchura de la primera zona.

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También son posibles otras ecuaciones. El tipo de perfil difractivo no es relevante para los principios del trabajo. El perfil difractivo es superimpuesto sobre una superficie esférica normal, de manera que la ecuación de corrección total se hace

6

donde

S_{s} (r) es la ecuación de corrección de un lente biconvexo esférico

7

cv=1/R es la curvatura de la óptica del lente

R es el radio de curvatura de la óptica del lente.

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El radio de curvatura del lente bifocal difractivo es igual al radio de curvatura de un lente monofocal que tiene la misma potencia.

A través del ejemplo la distribución de luz entre los dos focos se ha escogido como 50%:50%, y la adición de potencia objetivo para una visión cercana fue + 4 D. Pueden escogerse otras distribuciones de luz, sin cambiar los principios de cómo los métodos trabajan. En la práctica, la distribución de luz entre 70%:30% hasta 30%:70% y la adición de visión cercana entre 3 y 4 dioptrías han estado disponibles en el mercado, pero también fuera de estos rangos los métodos serían aplicables.

A través del ejemplo, los datos de caracterización de las córneas llevadas a cabo en una población seleccionada, fueron usados para calcular las aberraciones de córneas resultantes. Las formas de superficie de córnea anteriores de una población de 71 pacientes con cataratas fueron medidas utilizando topografía de la córnea. Las formas de la superficie fueron descritas utilizando polinomiales de Zernike. Cada forma de superficie fue convertida en una aberración de frente de onda. También la aberración de frente de onda fue descrita en polinomiales de Zernike. El método se describe en el ejemplo 4 de la solicitud de patente WO 01/89424 A1.

Los términos de los polinomiales de Zernike que se expresan en longitudes de onda (\lambda) utilizando la longitud de onda de referencia de 550 nanómetros, (\lambda=550 nm).

El objetivo en este ejemplo es corregir la aberración esférica córnea mediante IOL bifocal. Con el fin de evaluar el diseño, se desarrollo una córnea de diseño teórico similar a la descrita en el ejemplo 4 de la solicitud de patente WO 01/89424 A1. En el caso de la modelación de un IOL monofocal la córnea de diseño puede ser un modelo de una superficie, donde el índice refractivo de la córnea es el índice de queratometría de 1.3375. Para lentes difractivos es esencial utilizar el índice refractivo real in vivo que rodea la superficie posterior (difractiva del lente). Por lo tanto, se desarrolló un modelo de 2 superficies, que tiene las mismas aberraciones sobre el eje que el modelo de una superficie.

El rendimiento teórico del diseño prototipo en términos de coeficientes de Zernike fue evaluado para un IOL que tiene una potencia de base (visión lejana) de 20 dioptrías. Un IOL que tiene esta potencia esta cercano a lo que es adecuado para la mayoría de los pacientes con cataratas. Sin embargo, el método de diseño y el IOL resultante es similar para otras potencias de lentes. Típicamente, las potencias IOL varían de 4 a 34 dioptrías, a veces extendiéndose a - 10 hasta + 40 dioptrías y pueden ser producidos ocasionalmente aún por fuera de estos rangos.

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Ejemplo 1

En una realización, el lente es biconvexo, teniendo radios de curvatura de 12.5 mm tanto en la superficie anterior como en la posterior y un espesor central de 1.1 mm. La superficie anterior es aesférica. En un proceso iterativo, la aberración del sistema óptico del diseño córnea IOL bifocal están utilizados con el fin de reducir la aberración del frente de onda en la posición del foco lejano, en este ejemplo el término Zernike Z_{11}, que representa la aberración esférica. En este proceso, la aesfericidad de la superficie anterior del lente se utiliza como parámetro de diseño. La aesfericidad de la superficie anterior es descrita por una constante cónica. La ecuación de equilibrio de la superficie anterior es:

8

donde cc es la constante cónica.

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Utilizando el programa de diseño óptico disponible comercialmente, la variable cc puede ser optimizada para minimizar el término Zernike Z_{11} para el punto focal de visión lejana. La variable cc fue determinada para un tamaño de abertura de 5.1 mm. La superficie anterior de este BRAIOL ha sido modificada de manera tal que la aberración esférica del sistema (córnea+lente) es ahora aproximadamente igual a 0. El valor resultante de la constante cónica fue -29.32. El coeficiente Z_{11} que representa la aberración esférica para el IOL convencional en el modelo del ojo es 3.8 \lambda, mientras que el mismo coeficiente para el modelo de ojo con el BRAIOL designado es 0.01 \lambda, que representa una reducción de la aberración esférica por un factor de 380. El mismo proceso como se describe anteriormente puede ejecutarse de la misma manera para cualquier otra potencia del lente.

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Ejemplo 2

En otra realización, el lente es biconvexo teniendo radios de curvatura de 12.15 mm tanto en la superficie anterior como posterior y un espesor central de 1.1 mm. La superficie difractiva posterior es aesférica. En un proceso iterativo, la aberración del sistema óptico del diseño de córnea e IOL bifocal se optimizan con el fin de reducir la aberración del frente de onda, en este ejemplo el término Zernike Z_{11}, que representa la aberración esférica, así como los términos simétricos de orden superior Z_{22} y Z_{37}. En este proceso, la aesfericidad de la superficie posterior del lente se usa como el parámetro de diseño. La aesfericidad de la superficie posterior es descrita por una constante cónica y dos términos de orden superior. La ecuación total de equilibrio es:

9

donde:

cc es la constante cónica

ad es el coeficiente aesférico de 4º orden

ae es el coeficiente aesférico de 6º orden

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Utilizando un programa de diseño óptico disponible comercialmente, las variables cc, ad y ae pueden ser optimizadas para minimizar los términos de Zernike Z_{11}, Z_{22} y Z_{37} simultáneamente en el punto focal lejano. Las variables son determinadas para un tamaño de apertura de 5.1 mm. La superficie posterior de este BRAIOL ha sido modificada de manera tal que la aberración esférica y los dos términos del orden más alto del sistema (córnea+lente) es ahora aproximadamente igual a 0. La optimización resultó en los coeficientes aesféricos de la superficie posterior en la Tabla 2:

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TABLA 2

10

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Los resultados ópticos pueden ser expresados como una reducción de los coeficientes de Zernike entre el BIOL convencional (usando cc=ad=ae=0) y el BRAIOL recientemente diseñado, y se presentan en la Tabla 3:

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TABLA 3

11

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La Tabla 3 muestra una gran reducción de la aberración representada por los coeficientes Z_{11} y Z_{22} y ninguna reducción significativa del coeficiente Z_{37}. El mismo proceso tal como se describió anteriormente puede ser ejecutado de manera similar para cualquier otra potencia de lente.

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Ejemplo 3: ambos

En otra modalidad, el lente es biconvexo, con un radio anterior de curvatura de 12.15 mm, un radio posterior de curvatura de 12.59 y un espesor central de 1.1 mm. El perfil difractivo está localizado sobre la superficie posterior y la superficie anterior es aesférica. En un proceso iterativo, la aberración del sistema óptico del diseño de córnea e IOL bifocal se optimizan con el fin de reducir la aberración del frente de onda, en este ejemplo el término Zernike Z_{11}, que representa la aberración esférica, así como los términos de orden superior simétricos Z_{22} y Z_{37}. En este proceso, la aesfericidad de la superficie anterior del lente se usa como el parámetro de diseño. La aesfericidad de la superficie anterior es descrita por una constante cónica y dos términos de orden superior. La ecuación de equilibrio de la superficie anterior es:

12

donde:

cc es la constante cónica

ad es el coeficiente aesférico de 4º orden

ae es el coeficiente aesférico de 6º orden.

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Utilizando un programa de diseño óptico comercialmente disponible, las variables cc, ad y ae pueden ser optimizadas para minimizar los términos de Zernike Z_{11}, Z_{22} y Z_{37} simultáneamente. Además, en esta realización los términos de Zernike para los puntos focales tanto lejano como cercano fueron tenidos en cuenta para la optimización. De esta forma tanto los puntos lejano como cercano fueron optimizados simultáneamente. Como un criterio extra, se añadieron factores de peso, para asegurar que los términos de orden más bajo fueran reducidos lo más drásticamente posible. Los factores de peso fueron 1, .0.1 y 0.01 para Z_{11}, Z_{24} y Z_{37} respectivamente. Las variables son determinadas para un tamaño de apertura de 5.1 mm. La superficie posterior de este BRAIOL ha sido modificada de tal manera que la aberración esférica y los términos de 2º orden más alto del sistema (córnea+lente), son aproximadamente igual a 0. La optimización resulto en los coeficientes aesféricos de la superficie posterior, presentados en la Tabla 4.

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TABLA 4

13

Los resultados ópticos pueden ser expresados como una reducción en los coeficientes de Zernike entre el BIOL convencional (usando cc=ad=ae=0) y el BRAIOL recientemente diseñado. Puesto que se tienen en cuenta tanto el lejano como el cercano, la suma de vectores de los coeficientes de Zernike cercano y lejano se presenta en la Tabla 5:

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TABLA 5

14

La Tabla 5 muestra una reducción grande de la aberración representada por el coeficiente Z_{11} y ninguna reducción significativa de los coeficientes Z_{22} y Z_{37}, indicando que el término Zernike Z_{11} fue minimizado a costa del término Z_{22}, mientras que el término Z_{37} era tan bajo como ya era razonablemente posible.

La calidad óptica fue caracterizada adicionalmente calculando la función de trasferencia de modulación en el modelo de ojo, usando una apertura de 5 mm (figura 1).

Estos resultados del cálculo muestran que, cuando se comparan con un BIOL convencional, la función de transferencia de modulación del BRAIOL se incrementa por lo menos por un factor 2. Los lentes prototipo de este diseño fueron construidos y la función de transferencia de modulación fue medida también en un modelo de ojo. El modelo de ojo físico fue construido para que tuviese las mismas aberraciones de frente de onda que el modelo de diseño basado en el cálculo de 71 pacientes con catarata. Los puntos focales fueron determinados enfocando a una frecuencia de espacios de 25, 50, 100 ciclos por milímetro. La figura 2 muestra los resultados. Los resultados son los promedios de 8 lentes BRAIOL y 10 lentes BIOL convencionales, con 3 mediciones por lente. La figura 2 confirma la ganancia en calidad óptica que puede ser obtenida con el BRAIOL.

Este ejemplo muestra claramente que los principios de diseño BRAIOL pueden ser aplicados exitosamente en lentes bifocales (o multifocales). Se utilizaron 3 aproximaciones: un diseño con la forma del lente anterior optimizado para el coeficiente de Zernike Z_{11} para el foco lejano combinado con una superficie posterior difractiva. Alternativamente una nueva forma de lente posterior fue generada optimizando las aberraciones de frente de onda de los coeficientes Zernike Z_{11}, Z_{22} y Z_{37}. Finalmente, una nueva forma del lente anterior fue generada optimizando los coeficientes de Zernike Z_{11}, Z_{22} y Z_{37} y para el foco lejano así como para el cercano. El rendimiento de estos 3 tipos de lentes, en términos de MTF, demostró ser esencialmente comparable. También se demostró que el mejoramiento en el rendimiento óptico tal como fue calculado en teoría puede ser confirmado midiendo los lentes prototipo.

El mejoramiento del BRAIOL, comparado con el BIOL (modelo 811E) es significativo. Sin embargo el mejoramiento es mayor para las pupilas más grandes (mayores de 3 mm).

La forma óptica escogida para el nuevo diseño BRAIOL es un lente equiconvexo hecho a partir de una silicona con un índice de refracción de 1,458. La aberración esférica de una córnea promedio es balanceada por el lente BRAIOL produciendo un sistema sin aberración esférica. La superficie frontal del lente es modificada de tal manera que las longitudes de camino óptico de todos los rayos sobre el eje dentro de la apertura del diseño son los mismos produciendo un punto focal. Esta característica puede ser alcanzada con muchas formas de lentes. El lente BRAIOL podría por lo tanto ser diseñado sobre un lente convexo- plano, plano-convexo, no equiconvexo o cualquier otro diseño que produzca un lente positivo. El concepto BRAIOL también podría ser extendido con el fin de abarcar un lente negativo usado para corregir los errores refractivos en el ojo. La superficie frontal o la superficie posterior también podrían ser modificadas para producir el cambio necesario en la diferencia de camino óptico que neutralice la aberración esférica. Hay por lo tanto muchos posibles diseños que alcanzarían los objetivos del diseño de lente BRAIOL

Ejemplo 4 Corrección cromática de lentes intraoculares aesférico multifocales

La corrección de la aberración cromática es llevada a cabo mediante un lente difractivo. Un lente multifocal difractivo tiene ya un perfil difractivo en su superficie. Para un lente bifocal difractivo, este perfil difractivo solamente tiene un efecto sobre uno de los puntos focales, usualmente el foco cercano. Esto significa que para el foco cercano, la aberración cromática ya está reducida en algún grado, aunque esto no fue pretendido originalmente.

La corrección cromática mediante un lente difractivo influye en ambos puntos focales hasta una cantidad igual (casi). Puesto que para los lentes bifocales difractivos, la cantidad de aberración cromática no es la misma en ambos puntos focales, la cantidad de aberración cromática tiene que ser balanceada entre los dos puntos focales.

Descripción de los lentes

El lente del ejemplo está hecho de material de silicona. Su forma es equibiconvexa. La superficie anterior del lente comprende un lente refractivo aesférico, sobre el cual se superpone un perfil difractivo. El perfil difractivo tiene una potencia de lente de 2.0 dioptrías, mientras que el lente difractivo aesférico tiene una potencia de lente de18.0 dioptrías. La potencia del lente total resultante es 20 dioptrías.

La anchura (diámetro) de la primera zona del perfil difractivo es 1.5 mm, y hay 16 anillos necesarios para llenar una óptica completa IOL de 6.0 mm. En la periferia del lente, los anillos difractivos están separados 94 micrones uno de otro.

La superficie posterior incluye el perfil difractivo normal que genera una potencia de 4 dioptrías añadida en el foco cercano. Las dimensiones del ojo, los índices refractivos y la dispersión del medio ocular se utilizan tal como los ha descrito Navarro (1985). Este modelo de ojo incluye una córnea aesférica. La información de la superficie para el modelo de ojo y el lente se da en la Tabla 6. El lente diseñado es dependiente del modelo de ojo escogido. Debe notarse que es posible diseñar lentes utilizando otros modelos de ojo de datos fisiológicos reales de pacientes.

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Datos aesféricos cónico y polinomiales

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TABLA 6

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Comportamiento del lente

Se usaron 38 longitudes de onda discretas en el espectro visible de 390 a 760 nm (en pasos de 10 nm) para evaluar el modelo de ojo incluyendo el IOL refractivo/difractivo.

El punto focal se define aquí como el punto donde el MTF policromático (función de transferencia de modulación) tiene su máximo a 50 ciclos/mm. El MTF policromático es determinado por el promedio ponderado del MTF que resulta en todas las longitudes de onda usadas. La ponderación de las longitudes de onda fue determinada mediante la luminancia estándar del ojo bajo condiciones de luz fotópicas, lo que representa la sensibilidad relativa de la retina para diferentes longitudes de onda. Los valores de longitud focal posterior real (ABFL) para las diferentes longitudes de onda indican la presencia de una diferencia cromática en foco y por definición la cantidad de aberración cromática longitudinal. Los cálculos se ejecutan en una apertura de 3-0 mm (pupila). La figura 3 muestra el cambio en punto focal vs la longitud de onda. Los dos gráficos, para visión lejana y cercana, son acoplados por la adición de potencia difractiva de 4 dioptrías. Especialmente para longitudes de onda mayores de 550 nm, este diseño de ejemplo muestra un buen balance entre la aberración cromática del punto focal lejano y el cercano.

La Tabla 7 y las figuras 4A y 4B muestran las modulaciones a 50 ciclos por milímetro para un lente bifocal difractivo de lente esférico, un lente bifocal difractivo con una superficie anterior aesférica y un lente bifocal difractivo con una superficie anterior aesférica con también la aberración cromática corregida mediante un patrón difractivo monofocal de 2.0 D sobre la superficie anterior. La corrección cromática principalmente influye sobre el punto focal LEJANO, puesto que el punto focal CERCANO es ya (en parte) corregido por la superficie bifocal difractiva.

TABLA 7

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Se han descrito anteriormente un cierto número de realizaciones. Sin embargo, es obvio que el diseño podría ser variado sin desviarse de la idea inventiva de proveer un lente oftálmico multifocal que corrige la aberración en el sistema del ojo.

Por lo tanto la presente invención no debe ser vista como restringida a las anteriores realizaciones descritas, sino que puede variarse dentro del alcance de las reivindicaciones anexas. Por ejemplo, el BIOL puede ser diseñado para compensar términos de Zernike no simétricos. Esto requeriría hacer superficies que sean rotacionalmente no simétricas, lo cual está dentro del estado de las técnicas de producción, según lo demuestran los lentes cilíndricos que están actualmente en el mercado.

Claims

1. Un método para diseñar un lente oftálmico multifocal difractivo con un foco de base y al menos un foco adicional, capaz de reducir aberraciones de un ojo para al menos uno de los focos después de su implantación, que comprende las etapas de:

(i) caracterizar al menos una superficie de la córnea como un modelo matemático;

(ii) calcular las aberraciones resultantes de dicha superficie de la córnea empleando dicho modelo matemático;

(iii) modelar el lente oftálmico multifocal difractivo que tiene una superficie aesférica de tal manera que un frente de onda que llegue de un sistema óptico que comprende dicho lente y dicha al menos una superficie de córnea obtenga una aberración cromática reducida y una aberración monocromática reducida para por lo menos uno de los focos.

2. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, donde el lente oftálmico es un lente intraocular multifocal.

3. Un método de acuerdo con la reivindicación 1 ó 2, que comprende determinar las aberraciones resultantes de dicha superficie(s) de córnea en términos de un frente de onda que ha pasado por dicha córnea.

4. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, donde dicha superficie(s) de córnea es(son) caracterizada en términos de un conoide de rotación.

5. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3 donde dicha superficie(s) de córnea es(son) caracterizada en términos de polinomiales.

6. Un método de acuerdo con la reivindicación 5, donde dicha superficie(s) de córnea es(son) caracterizada en términos de una combinación lineal de polinomiales.

7. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, donde dicho sistema óptico comprende adicionalmente medios complementarios para corrección óptica, tales como gafas o lentes de corrección oftálmica.

8. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 7, donde estimaciones de la potencia refractiva de la córnea y de la longitud axial del ojo diseñan la selección de potencias ópticas para el lente intraocular multifocal difractivo.

9. Un método de acuerdo con las reivindicaciones 2 a 8, donde el lente intraocular multifocal difractivo es modelado seleccionando un componente aesférico adecuado para la superficie anterior.

10. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, incluyendo la caracterización de la superficie frontal de la córnea de un individuo por medio de mediciones topográficas y expresión de las aberraciones de la córnea como una combinación de polinomiales.

11. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, incluyendo la caracterización de las superficies frontal y posterior de la córnea de un individuo por medio de mediciones topográficas y expresión de las aberraciones de córnea totales como una combinación de polinomiales.

12. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, incluyendo la caracterización de superficies de córnea de una población seleccionada y la expresión de aberraciones de córnea promedio de dicha población como una combinación de polinomiales.

13. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 2 a 12, que comprende las etapas adicionales de:

(iv) calcular las aberraciones resultantes de un sistema óptico que comprende dicho lente intraocular modelado y córnea;

(v) determinar si el lente intraocular modelado ha suministrado suficiente reducción en aberraciones; y opcionalmente remodelar el lente intraocular hasta que se obtenga una reducción suficiente.

14. Un método de acuerdo con la reivindicación 13, donde dichas aberraciones se expresan como una combinación lineal de polinomiales.

15. Un método de acuerdo con las reivindicaciones 13 o 14, donde la remodelación incluye modificar una o varias de las formas de superficie anterior y radio central, formas de la superficie posterior y radio central, espesor del lente e índice refractivo del lente.

16. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 14 a 15, donde la remodelación incluye modificar la superficie anterior del lente.

17. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 14 a 16, donde dicho polinomiales son polinomiales de Seidel o de Zernike.

18. Un método de acuerdo con la reivindicación 17, que comprende la modelación de un lente de tal forma que un sistema óptico que comprende dicho modelo de lente intraocular y córnea provea reducción de los términos esféricos según se expresa en los polinomiales de Seidel o de Zernike en un frente de onda que ha pasado a través del sistema.

19. Un método de acuerdo con la reivindicación 17 o 18 que comprende las etapas de:

expresar las aberraciones de la córnea como una combinación lineal de polinomiales de Zernike;

determinar los coeficientes de Zernike del frente de onda de córnea;

modelar el lente intraocular multifocal de tal manera que un sistema óptico que comprenda dicho lente de modelo y córnea provea un frente de onda que tenga una reducción suficiente de los coeficientes de Zernike en por lo menos uno de los focos.

20. Un método de acuerdo con la reivindicación 19, que comprende adicionalmente las etapas de:

calcular los coeficientes de Zernike de un frente de onda que resulta de un sistema óptico que comprende el lente intraocular multifocal modelado y la córnea;

determinar si dicho lente intraocular a provisto una reducción suficiente de los coeficientes de Zernike;

y opcionalmente remodelar dicho lente hasta que una reducción suficiente en dichos coeficientes sea obtenida.

21. Un método de acuerdo con la reivindicación 20, que comprende reducir suficientemente los coeficientes de Zernike con relación a la aberración esférica.

22. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 19 a 21 que comprende reducir suficientemente los coeficientes de Zernike con referencia a las aberraciones por encima del 4º orden.

23. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 19 a 22 que comprende reducir suficientemente el coeficiente de Zernike 11 de un frente de onda a partir de un sistema óptico que comprende córnea y dicho lente intraocular modelado, de manera que se obtenga un ojo suficientemente libre de aberración esférica.

24. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones precedentes, donde la reducción de aberraciones es optimizada para uno de los focos.

25. Un método de acuerdo con la reivindicación 24, donde la reducción de aberraciones es optimizada para el foco base.

26. Un método de acuerdo con la reivindicación 24, donde la reducción de aberraciones es optimizada para uno de por lo menos uno de los focos adicionales.

27. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 23, donde la reducción de aberraciones es optimizada para el foco base y el por lo menos un foco adicional simultáneamente.

28. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, donde el patrón difractivo es formado sobre la superficie anterior y/o posterior del lente.

29. Un método de acuerdo con la reivindicación 28, donde el patrón difractivo es formado sobre la superficie del lente que es modelado para reducir las aberraciones del sistema óptico.

30. Un método de acuerdo con la reivindicación 28, donde el patrón difractivo es formado sobre una superficie del lente y la otra superficie del lente es modelada para reducir aberraciones del sistema óptico.

31. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 30, donde la modelación del lente multifocal difractivo comprende modelar un lente bifocal intraocular.

32. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 31, donde la modelación del lente multifocal provee un lente intraocular con sustancialmente las mismas aberraciones reducidas para todos los focos.

33. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 31, donde la suma de la modulación para los dos o más focos es mayor de 0.40, a una frecuencia de espacios de 50 ciclos/milímetro, cuando las mediciones se llevan a cabo en un modelo de ojo promedio/individual usando una apertura de 5 mm.

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34. Un método de acuerdo con la reivindicación 34, donde la suma de la modulación para los dos o más focos es más de 0.50.

35. Un método de acuerdo con la reivindicación 33 o 34, donde la modelación del lente multifocal comprende modelación de un lente bifocal intraocular con una distribución de luz de 50 - 50% entre los dos focos, y la modulación es por lo menos 0.2 para cada foco.

36. Un método para seleccionar un lente intraocular multifocal difractivo que sea capaz de reducir aberraciones de un ojo para por lo menos uno de los focos después de su implantación que comprende las etapas de:

(i) caracterizar por lo menos una superficie de córnea como un modelo matemático;

(ii) calcular las aberraciones resultantes de dichas superficie(s) de córnea empleando dicho modelo matemático;

(iii) seleccionar un lente intraocular multifocal difractivo que tiene una superficie aesférica y una potencia óptica adecuada de una pluralidad de lentes que tienen la misma potencia, pero diferentes aberraciones;

(iv) determinar si un sistema óptico que comprende dicho lente seleccionado y el modelo de córnea reduce suficientemente una aberración cromática y una aberración monocromática.

37. Un método de acuerdo con la reivindicación 36, que comprende determinar las aberraciones resultantes de dicha superficie(s) de córnea en un frente de onda que ha pasado por dicha córnea.

38. Un método de acuerdo con la reivindicación 36 o 37 que comprende adicionalmente las etapas de:

(v) calcular las aberraciones de un frente de onda que llega de un sistema óptico de dicho lente seleccionado y modelo de córnea;

(vi) determinar si dicho lente intraocular multifocal difractivo seleccionado ha proporcionado una reducción suficiente en aberraciones en un frente de onda que llega de dicho sistema óptico para por lo menos uno de los focos;

(vii) y opcionalmente repetir las etapas (iii) y

(viii) seleccionar al menos un nuevo lente que tenga la misma potencia óptica hasta encontrar un lente capaz de reducir suficientemente una aberración cromática y una aberración monocromática.

39. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 38, donde dicha superficie(s) de córnea
es(son) caracterizada en términos de un conoide de rotación.

40. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 38, donde dicha superficie(s) de córnea
es(son) caracterizada en términos de polinomiales.

41. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 38, donde dicha superficie(s) de córnea
es(son) caracterizada en términos de una combinación lineal de polinomiales.

42. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 41, donde dicho sistema óptico comprende adicionalmente medios complementarios para corrección óptica, tales como gafas o un lente de corrección oftálmica.

43. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 35 a 26, donde la potencia refractiva de la córnea y las estimaciones de longitud axial del ojo designan la selección de potencias ópticas del lente para el lente intraocular multifocal difractivo.

44. Un método de acuerdo con la reivindicación 36 a 41, donde un sistema óptico que comprende dicho modelo de córnea y un lente intraocular multifocal difractivo seleccionado proporciona un frente de onda sustancialmente reducido en aberraciones para por lo menos uno de los focos, tal como se expresa por lo menos uno de dicho polinomiales.

45. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 44 que incluye la caracterización de la superficie frontal de la córnea de un individuo por medio de mediciones topográficas y la expresión de las aberraciones de la córnea como una combinación de polinomiales.

46. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 45 que incluye la caracterización de las superficies frontal y posterior de la córnea de un individuo por medio de mediciones topográficas y la expresión de las aberraciones totales de la córnea como una combinación de polinomiales.

47. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 45, que incluye la caracterización de superficies de la córnea de una población seleccionada y la expresión de las aberraciones de córnea promedio de dicha población como una combinación de polinomiales.

48. Un método de acuerdo con la reivindicación 41 o 47, donde dichos polinomiales son polinomiales de Seidel o Zernike.

49. Un método de acuerdo con la reivindicación 48, que comprende las etapas de:

(i) expresar las aberraciones de córnea de una combinación lineal de polinomiales de Zernike;

(ii) determinar los coeficientes de córnea de Cernike;

(iii) seleccionar el lente intraocular multifocal tal que un sistema óptico que comprenda dicho lente y córnea proporcione un frente de onda que tenga una reducción suficiente en los coeficientes de Zernike para por lo menos uno de los focos.

50. Un método de acuerdo con la reivindicación 49, que comprende adicionalmente las etapas de:

(iv) calcular los coeficientes de Zernike resultantes de un sistema óptico que comprende el lente intraocular multifocal modulado y la córnea;

(v) determinar si dicho lente intraocular ha proporcionado una reducción de los coeficientes de Zernike; y seleccionar opcionalmente un nuevo lente hasta que se obtenga una reducción suficiente de dichos coeficiente.

51. Un método de acuerdo con la reivindicación 49 o 50 que comprende determinar los polinomiales de Zernike hasta el 4º orden.

52. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 49 a 51 que comprende reducir suficientemente los coeficientes de Zernike con referencia a la aberración esférica.

53. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 49 a 52 que comprende reducir suficientemente los coeficientes de Zernike por encima del 4º orden.

54. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 49 a 53 que comprende reducir suficientemente el 11 coeficiente de Zernike de un frente de onda a partir de un sistema óptico que comprende la córnea modelo y dicho lente intraocular seleccionado, hasta obtener un ojo suficientemente libre de aberración esférica para por lo menos uno de los focos.

55. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 49 a 54 que comprende seleccionar un lente intraocular de tal forma que una el sistema óptico que comprende dicho lente intraocular y córnea proporcione una reducción de los términos de aberración esférica según se expresa en polinomiales de Seidel o Zernike en un frente de onda que haya pasado a través del sistema.

56. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 49 a 55, donde se alcance reducción en términos de aberración superiores.

57. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 56 caracterizado por seleccionar un lente intraocular multifocal difractivo de un juego que comprende lentes con figuraciones de potencias ópticas adecuadas y dentro de cada rango de potencias ópticas una pluralidad de lentes que tienen diferentes aberraciones.

58. Un método de acuerdo con la reivindicación 57, donde dichas aberraciones son aberraciones esféricas.

59. Un método de acuerdo con la reivindicación 58 donde dichos lentes dentro de cada rango de potencias ópticas tienen superficies con diferentes componentes aesféricos.

60. Un método de acuerdo con la reivindicación 59 donde dichas superficies son las superficies anteriores.

61. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 60, donde la reducción de aberraciones es utilizada para uno de los focos.

62. Un método de acuerdo con la reivindicación 61 donde la reducción de aberraciones es optimizada para el foco base.

63. Un método de acuerdo con la reivindicación 61, donde la reducción de aberraciones es optimizada para uno de por lo menos un foco adicional.

64. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 60, donde la reducción de aberraciones es utilizada para el foco base y el por lo menos un foco adicional, simultáneamente.

65. Un método de acuerdo con la reivindicaciones 36 a 64, donde el patrón difractivo es formado sobre la superficie anterior y/o posterior del lente.

66. Un método de acuerdo con la reivindicación 65, donde el patrón difractivo se forma sobre la superficie del lente que está modelada para reducir las aberraciones del sistema óptico.

67. Un método de acuerdo con la reivindicación 65 donde el patrón difractivo se forma sobre una superficie del lente y la otra superficie del lente es modelada para reducir las aberraciones del sistema óptico.

68. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 67, donde el lente intraocular multifocal difractivo es un lente bifocal.

69. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 68, donde el lente intraocular multifocal tiene sustancialmente las mismas aberraciones reducidas para todos los focos.

70. Un método de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 36 a 69, donde la suma de la modulación para los dos o más focos es más de 0.40, a una frecuencia de espacios de 50 ciclos/milímetro, cuando las mediciones se llevan a cabo en un modelo de ojo promedio/individual utilizando una apertura de 5 mm.

71. Un método de acuerdo con la reivindicación 70, donde la suma de la modulación para los dos o más focos es más de 0.50.

72. Un método de acuerdo con la reivindicación 70 o 71, donde el lente es bifocal con una distribución de luz de 50-50% entre los dos focos y la modulación es por lo menos 0.2 para cada foco.

73. Un lente oftálmico multifocal difractivo adaptado para ser implantado en un ojo con una córnea, incluyendo el lente un patrón difractivo y que es capaz de producir un foco base y por lo menos un foco adicional, caracterizado porque el lente es aesférico y está configurado de tal manera que una aberración cromática y una aberración monocromática del ojo son reducidas para por lo menos uno de los focos en un sistema óptico que comprende dicho lente y la córnea.

74. Un lente intraocular multifocal difractivo de acuerdo con la reivindicación 73, donde dicha córneo es una córnea modelo.

75. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 74, donde dicha córnea modelo incluye términos de aberración promedio calculados a partir de la caracterización de córneas individuales para una población adecuada, y expresión de las mismas en términos matemáticos de manera que se obtengan términos de aberración individual.

76. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 75, donde dichos términos de aberración son una combinación lineal de polinomiales de Zernike.

77. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 76 capaz de reducir los términos de aberración expresados en polinomiales de Zernike de dicha córnea modelo, de tal manera que un frente de onda que llegue desde un sistema óptico que comprende dicha córnea modelo y dicho lente obtenga una aberración esférica sustancialmente reducida.

78. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 77 capaz de reducir el 11º término de Zernike del 4º orden.

79. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 78, adaptado para reemplazar el lente natural en el ojo de un paciente, teniendo dicho lente intraocular multifocal por lo menos una superficie no esférica, siendo diseñada esta por lo menos una superficie no esférica de tal manera que el lente para por lo menos uno de los focos, en el contexto del ojo, proporcione a un frente de onda que pasa por lo menos un término de aberración del frente de onda que tenga sustancialmente el mismo valor pero con signo opuesto a un valor promedio del mismo término de aberración obtenido a partir de mediciones de córnea de un grupo seleccionado de personas, al cual ha sido categorizado dicho paciente, de tal manera que un frente de onda que llegue de la córnea del ojo del paciente obtenga una reducción en dicho por lo menos un término de aberración suministrado por la córnea después de pasar dicho lente.

80. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 79, caracterizado porque la por lo menos una superficie no esférica del lente está diseñada para reducir por lo menos un término de aberración positivo de un frente de onda que pasa.

81. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 79 u 80, caracterizado por que el por lo menos un término de aberración de frente de onda provisto al frente de onda que pasa por el lente es un término de aberración esférica, tal que un frente de onda que llegue desde la córnea del ojo del paciente obtenga una reducción en dicho término de aberración esférica provista por la córnea después de pasar dicho lente.

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82. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 79 a 81, caracterizado porque el por lo menos un término de aberración de frente de onda provisto al frente de onda que pasa por el lente es por lo menos un término de un polinomial de Zernike que representa la aberración del frente de onda de la córnea.

83. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 82, caracterizado porque el por lo menos un término de aberración del frente de onda provisto al frente de onda que pasa por el lente es el termino 11º de Zernike normalizado de una aberración de frente de onda de la córnea.

84. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 75 a 83, caracterizado porque dicho grupo seleccionado de personas es un grupo de personas que pertenecen a un intervalo específico de edad.

85. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 75-84, caracterizado porque el lente está adaptado para ser usado por un paciente que ha sufrido cirugía de córnea y porque dicho grupo seleccionado de personas es un grupo de personas que han sufrido cirugía de córnea.

86. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 75-85, caracterizada porque dicho grupo seleccionado de personas es un grupo de personas que sufrirán una operación quirúrgica de cataratas.

87. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 79 u 80 caracterizado porque la superficie no esférica es una superficie conoide modificada que tiene una constante cónica (cc) menor de 0.

88. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 87 caracterizado porque el lente, para al menos uno de los focos, es capaz de eliminar o reducir sustancialmente una aberración esférica de un frente de onda en el ojo o en un modelo de ojo que llegue de una superficie prolato que tiene la fórmula:

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La constante cónica tiene un valor que varía entre -1 y 0,

r es el radio central de la córnea y

ad y ae son constantes aesféricas.

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89. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 79-88, caracterizado porque una de la por lo menos una superficie no esférica del lente es la superficie anterior.

90. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 79-88, caracterizado porque una de la por lo menos una superficie no esférica del lente es la superficie posterior.

91. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73-90, caracterizado porque la reducción de aberraciones es optimizada para uno de los focos.

92. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 91, caracterizado porque la reducción de aberraciones es optimizada para el foco base.

93. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 91, caracterizado porque la reducción de aberraciones es optimizada para uno de el por lo menos un foco adicional.

94. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 90, caracterizado porque la reducción de aberraciones es optimizada para el foco base y el por lo menos un foco adicional, simultáneamente.

95. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 73-94, caracterizado porque el patrón difractivo es formado sobre la superficie anterior y/o posterior del lente.

96. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 73-94 caracterizado porque el patrón difractivo se forma sobre la superficie del lente que está modelada para reducir las aberraciones del sistema óptico.

97. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 73-94 caracterizado porque el patrón difractivo está formado sobre una superficie del lente y la otra superficie del lente está modelada para reducir las aberraciones del sistema óptico.

98. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 97, caracterizado porque es bifocal.

99. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 98, caracterizado porque el lente está hecho a partir de un material biocompatible suave.

100. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 99, caracterizado porque el lente está hecho de un material de silicona.

101. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 100, caracterizado porque el material de silicona está caracterizado por un índice refractivo más grande o igual a 1.43 a una longitud de onda de 546 nm, una elongación de al menos 350%, una fuerza ténsil de por lo menos 2.07 MPa y una dureza de borde de aproximadamente 30 medida con un Durómetro Shore tipo A.

102. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 98, caracterizado porque el lente está hecho de un hidrogel.

103. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 98, caracterizado porque el lente está hecho de un material biocompatible rígido.

104. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103, caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de 0.0000698 mm hasta 0.000871 mm para un radio de apertura de 32 mm.

105. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103, caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de 0.0000161 mm hasta 0.000200 mm para un radio de apertura de 3 mm.

106. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103, caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de 0.0000465 mm hasta 0.000119 mm para un radio de apertura de 2,5 mm.

107. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103, caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de 0.0000868 mm hasta 0.000163 mm para un radio de apertura de 3,5 mm.

108. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 107, caracterizado porque el lente está diseñado para proveer sustancialmente la misma aberración reducida para todos los focos.

109. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 108 caracterizado porque la suma de la modelación para los dos o más focos es más de 0.40, a una frecuencia de espacios de 50 ciclos/milímetro, cuando la medición se lleva a cabo en un modelo de ojo promedio/individual usando una apertura de 5 mm.

110. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 109 caracterizado porque la suma de la modelación para los dos o más focos es más de 0.50.

111. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 109 o 110, caracterizado porque es bifocal con una distribución de luz de 50-50% entre los dos focos que tienen una modulación de al menos 0.2 para cada foco.

112. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 95 a 100 que es bifocal teniendo una distribución de luz diferente de 50-50% obtenida de la reducción de la altura de los pasos en el patrón difractivo en la dirección hacia la periferia del lente, de manera que se desvía más intensidad de luz hacia el foco distante que al foco cercano.

113. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación 112 que tiene una altura de paso gradualmente reducida hacia la periferia del lente.

114. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación 113 que tiene una zona donde la altura de paso gradualmente se reduce hacía la periferia del lente.

115. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación 114 donde dicha zona está localizada en la periferia del lente.

116. Un lente multifocal de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 73 o 74 a 115 caracterizado porque el lente comprende por lo menos una superficie configurada para compensar un frente de onda que pasa desde una aberración cromática introducida por la superficie óptica del ojo y el lente mismo, de manera que la aberración cromática es reducida para por lo menos uno de los focos que comprende dicho lente multifocal.

117. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación 116 caracterizada porque dicha por lo menos una superficie está configurada como una parte difractiva con un patrón de superficie difractiva y tiene una potencia refractiva para ser añadida a la potencia óptica total del lente.

118. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación117 que tiene un primer patrón difractivo capaz de generar múltiples focos, donde dicha superficie está configurada como una parte difractiva con un segundo patrón de superficie difractiva y tiene una potencia refractiva que se añade a la potencia óptica total del lente.

119. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación 118, que es un lente bifocal, donde el segundo patrón de superficie difractiva consiste de un número de anillos de los cuales la primera zona tiene una anchura radial de 1.5 mm para una potencia óptica total del lente de 20D.

120. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación 118 o 119, donde el segundo patrón de superficie difractiva está localizado sobre el lado anterior del lente.

121. Un lente multifocal de acuerdo con las reivindicaciones 116 a 120 que es bifocal y tiene una corrección para aberración cromática que está balanceada entre los dos focos de una forma tal que las funciones de transferencia de modulación policromática a 50 ciclos/mm obtenidos a partir de un modelo de ojo establecido se aproximan al mismo valor.

122. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación 73 caracterizado porque el lente tiene por lo menos una superficie no esférica construida de manera que reduzca tales aberraciones en un frente de onda que pasa por dicho lente que son generadas desde el lente mismo.

123. Un lente multifocal de acuerdo con la reivindicación122 caracterizado porque el lente reduce la aberración esférica.

124. Un lente multifocal de acuerdo con las reivindicaciones 122 o 123 caracterizado porque el lente es un lente bifocal que distribuye más luz a su foco distante que a su foco cercano.

125. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 122, caracterizado porque el lente es un lente bifocal donde la por lo menos una superficie no esférica del lente es la superficie anterior.

126. Un lente intraocular multifocal de acuerdo con la reivindicación 122, caracterizado porque el lente es un lente bifocal donde la por lo menos una superficie no esférica del lente es la superficie posterior.