ES2327270T3 - Procedimiento de diseño de una lente oftalmologica que utiliza factores de forma optima. - Google Patents
Procedimiento de diseño de una lente oftalmologica que utiliza factores de forma optima. Download PDFInfo
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Abstract
Procedimiento para diseñar una lente oftálmica (10, 22), que comprende: definir una función de error indicativa de la variabilidad de rendimiento de una lente en una población de pacientes basada en la variabilidad estimada en uno o más parámetros biométricos asociados a dicha población, y seleccionar un factor de forma para la lente que reduce dicha función de error respecto a un valor de referencia, siendo definido dicho factor de forma como la proporción entre la suma de las curvaturas anterior y posterior y la diferencia de dichas curvaturas, en un intervalo comprendido entre -0,5 y 4.
Description
Procedimiento de diseño de una lente
oftalmológica que utiliza factores de forma óptima.
La presente invención se refiere de manera
general a lentes oftálmicas, y más particularmente a lentes
intraoculares (LIO) que presentan factores de forma óptima.
Las lentes intraoculares se implantan
rutinariamente en los ojos de los pacientes durante la cirugía de
cataratas para sustituir la lente natural nublada. El rendimiento
post-operatorio de dichas LIO, sin embargo, puede
degradarse debido a una diversidad de factores. Por ejemplo, las
aberraciones introducidas como resultado de la desalineación de la
LIO implantada respecto a la córnea, y/o las aberraciones inherentes
al ojo, pueden afectar adversamente al rendimiento óptico de la
lente.
La patente EP nº 0472291 da a conocer un
procedimiento para diseñar una lente para que proporcione un sistema
óptimo de lente correctiva-ojo, comprendiendo la
lente un óptico que muestra un factor de forma. De acuerdo con lo
anterior, existe una necesidad de un procedimiento para diseñar LIO
mejoradas que puedan proporcionar un rendimiento óptico más
robusto.
\vskip1.000000\baselineskip
La presente invención proporciona procedimientos
para diseñar una lente oftálmica, que incluye definir una función
de error que es indicativa de variabilidad del rendimiento de una
lente en una población de pacientes, basada en la variabilidad
estimada en uno o más parámetros biométricos asociados a la
población, y seleccionar un factor de forma para la lente, que
reduce la función de error respecto a un valor de referencia según
las reivindicaciones, posteriormente. En un aspecto relacionado, la
función de error puede incluir asimismo un error estimado de
corrección de poder óptico proporcionado por la lente y/o un error
de aberración estimado.
En un aspecto relacionado, la función de error
(Error Rx) puede definirse de acuerdo con la relación siguiente:
en la
que,
- \quad
- \DeltaBiométrico indica la variabilidad debida a errores en los datos biométricos,
- \quad
- \Delta(Potencia de la LIO) indica la variabilidad debida a los errores de corrección de la potencia óptica, y
- \quad
- \DeltaAberración indica la variabilidad debida a las contribuciones de la aberración.
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
En otro aspecto, el \DeltaBiométrico
puede definirse según la relación siguiente:
en la
que,
- \quad
- \Deltak se refiere al error en las mediciones ceratométricas,
- \quad
- \DeltaAL se refiere al error en las mediciones de la longitud axial, y
- \quad
- \DeltaACD se refiere al error en las mediciones de la profundidad de la cámara anterior.
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
En otro aspecto, \DeltaAberración puede
definirse según la relación siguiente:
\newpage
en la
que,
- \quad
- \DeltaAstig representa la variabilidad debida a la aberración astigmática,
- \quad
- \DeltaSA representa la variabilidad debida a la aberración esférica, y
- \quad
- \Deltaotro representa la variabilidad debida a otras aberraciones.
\vskip1.000000\baselineskip
En un aspecto adicional, el
\Delta(Potencia de la LIO) puede definirse según la
relación siguiente:
en la
que,
- \quad
- \DeltaLIODif representa la variabilidad causada por la diferencia entre la corrección de poder proporcionada por la lente y la corrección de potencia que requiere el paciente,
- \quad
- \DeltaLIOTol representa la tolerancia de potencia de fábrica, y
- \quad
- \DeltaELP representa la variabilidad en el desplazamiento de la posición efectiva de la lente dentro del ojo.
\vskip1.000000\baselineskip
Puede obtenerse una comprensión más completa de
la invención haciendo referencia a la descripción detallada
siguiente, conjuntamente con los dibujos adjuntos, que se comentan
brevemente a continuación.
La figura 1 es una vista lateral esquemática de
una LIO diseñada utilizando un procedimiento de acuerdo a una forma
de realización de la invención.
La figura 2 presenta la magnitud simulada de
diferentes tipos de aberración (esférica, de desenfoque, coma y
astigmática) mostrada por una LIO como función del factor de forma
de la misma para una excentricidad de 1,5 mm.
La figura 3 presenta los resultados de la
simulación de las aberraciones mostradas por una LIO debidas a la
inclinación, como función del factor de forma de la misma.
La figura 4A presenta la aberración esférica
calculada gráficamente mostrada por un ojo modelo caracterizado
porque presenta una profundidad media de la cámara anterior en el
que se ha incorporado una LIO, como función del factor de forma de
la LIO.
La figura 4B presenta las MTF calculadas
gráficamente a 50 lp/mm y a 100 lp/mm para un ojo modelo
caracterizado por una profundidad media de la cámara anterior en el
que se ha incorporado una LIO, como función del factor de forma de
la misma.
La figura 5A ilustra las MTF simuladas a 50
lp/mm y a 100 lp/mm para un ojo modelo caracterizado por una
profundidad reducida de la cámara anterior en el que se ha
incorporado una LIO, como función del factor de forma de la
misma.
La figura 5B ilustra la aberración esférica
mostrada por un ojo modelo caracterizado por una profundidad
reducida de la cámara anterior, en el que se ha incorporado una LIO,
como función del factor de forma de la LIO.
La figura 6A ilustra la aberración esférica
simulada, mostrada por un ojo modelo caracterizado porque presenta
una profundidad grande de la cámara anterior en la que se ha
incorporado una LIO, como función del factor de forma de la
misma.
La figura 6B ilustra las MTF simuladas a 50
lp/mm y a 100 lp/mm para un ojo modelo caracterizado por una
profundidad grande de la cámara anterior en la que se ha incorporado
una LIO, como función del factor de forma de la misma.
La figura 7A ilustra unas aberraciones esféricas
gráficamente simuladas, mostradas por una pluralidad de ojos modelo
que presentan diferentes esfericidades corneales en los que se ha
incorporado una LIO, como función del factor de forma de la
misma.
La figura 7B ilustra la MTF gráficamente
simulada a 50 lp/mm, obtenida para ojos modelo que presentan
diferentes esfericidades corneales en los que se ha incorporado una
LIO, como función del factor de forma de la misma.
La figura 7C ilustra la MTF gráficamente
simulada a 100 lp/mm obtenida para ojos modelo que presentan
diferentes esfericidades corneales en los que se ha incorporado una
LIO, como función del factor de forma de la misma.
La figura 8A ilustra la aberración esférica
simulada, mostrada por dos ojos modelo caracterizados por diferentes
radios corneales, como función del factor de forma de una LIO
incorporada en los modelos.
La figura 8B ilustra la MTF simulada a 50 lp/mm
mostrada por dos ojos modelo caracterizados porque presentan
diferentes radios corneales, como función del factor de forma de una
LIO incorporada en los modelos.
La figura 8C ilustra la MTF simulada a 100 lp/mm
mostrada por dos ojos modelo caracterizados por diferentes radios
corneales, como función del factor de forma de una LIO incorporada
en los modelos.
La figura 9A ilustra la aberración esférica
simulada, mostrada por una pluralidad de ojos modelo que presentan
diferentes longitudes axiales, como función del factor de forma de
una LIO incorporada en los modelos.
La figura 9B ilustra las MTF simuladas a 50
lp/mm, mostradas por una pluralidad de ojos modelo que presentan
diferentes longitudes axiales, como función del factor de forma de
una LIO incorporada en los modelos.
La figura 9C ilustra las MTF simuladas a 100
lp/mm mostradas por una pluralidad de ojos modelo que presentan
diferentes longitudes axiales, como función del factor de forma de
una LIO incorporada en los modelos.
La figura 10 es una vista lateral esquemática de
una lente según una forma de realización de la invención, que
presenta una superficie anterior asférica.
La figura 11 presenta una pluralidad de gráficos
que ilustran la flecha de una superficie asférica de dos lentes
según las enseñanzas de la invención que presentan diferentes
factores de forma, y
La figura 12 presenta gráficamente los
resultados de la simulación de Monte Carlo del rendimiento óptico de
una pluralidad de LIO como función de las tolerancias de
fabricación.
La figura 1 ilustra esquemáticamente una LIO 10
diseñada utilizando un procedimiento según una forma de realización
de la invención, que presenta un óptico 12 que incluye una
superficie anterior 14 y una superficie posterior 16. En la
presente forma de realización, las superficies anterior y posterior
14 y 16 se encuentran simétricamente dispuestas en torno a un eje
óptico 18, aunque en otras formas de realización una o ambas
superficies indicadas pueden mostrar un grado de asimetría respecto
al eje óptico. La LIO ejemplar 10 incluye asimismo unos elementos
de fijación radialmente extendidos, o hápticos 20, que facilitan la
introducción de la misma en el ojo. En la presente forma de
realización, el óptico está formado de un polímero acrílico blando,
comúnmente denominado Acrysof, aunque en otras formas de
realización puede estar formado de otros materiales biocompatibles,
tales como silicona o hidrogel. La lente 10 proporciona un poder
óptico refractivo comprendido en el intervalo de entre
aproximadamente 6 y aproximadamente 34 dioptrías (D), y
preferentemente comprendido en el intervalo de entre aproximadamente
16 D y aproximadamente 25 D.
En la presente forma de realización
ejemplificativa, la lente 10 presenta un factor de forma comprendido
en un intervalo de entre aproximadamente 0 y aproximadamente 2. Más
generalmente, en muchas formas de realización, el factor de forma
de la lente 10 puede encontrarse comprendido en el intervalo
comprendido entre aproximadamente -0,5 y aproximadamente 4. Tal
como es conocido de la técnica, el factor de forma de la lente 10
puede definirse de acuerdo a la relación siguiente:
en la que C_{1} y C_{2}
indican, respectivamente, las curvaturas de las superficies anterior
y
posterior.
El factor de forma de la LIO 10 puede afectar a
las aberraciones (por ejemplo a las aberraciones esférica y/o
astigmática) que la lente puede introducir como resultado de la
inclinación y excentricidad de la misma, por ejemplo al implantarla
en el ojo del sujeto o en un ojo modelo. Tal como se comenta con
mayor detalle posteriormente, las aberraciones causadas por una
pluralidad de LIO con diferentes factores de forma se estudiaron
teóricamente como función de la inclinación y de la excentricidad
utilizando un ojo modelo. Dichos estudios indican que las LIO que
presentan un factor de forma comprendido en el intervalo comprendido
entre aproximadamente 0 y aproximadamente 2 introducen aberraciones
resultantes de la inclinación y la excentricidad mucho más
reducidas.
Más particularmente, para estudiar los efectos
del factor de forma de una LIO sobre las aberraciones inducidas por
la inclinación y excentricidad de la misma, se utilizó un ojo modelo
hipotético que presentaba propiedades ópticas (por ejemplo la forma
corneal) similares a las de un ojo humano medio. Se seleccionaron
los radios de las superficies ópticas y las separaciones entre los
componentes ópticos para que correspondiesen a los valores medios
de dichos parámetros en la población humana. Se seleccionaron los
índices refractivos de los componentes ópticos para proporcionar un
poder refractivo y aberraciones cromáticas seleccionadas. Además,
se seleccionó la superficie corneal anterior del modelo para que
presentase una forma asférica. Una LIO a estudio sustituyó a la
lente natural en el modelo. La Tabla 1 proporciona una lista de los
diversos parámetros del diseño del ojo modelo:
Se utilizó un software de diseño de ópticos
comercializado como Zemax® (versión de 4 de marzo de 2003, Zemax
Development Corporation, San Diego, CA) para las simulaciones de las
propiedades ópticas del ojo modelo. Se definió una función de
mérito basada en la aberración de frente de onda de error cuadrático
medio (RMS), es decir, la desviación RMS del frente de onda de un
sistema óptico respecto a una onda plana. En general, cuanto mayor
sea el error del frente de onda RMS, peor será el rendimiento del
sistema óptico. Típicamente se considera que un sistema óptico con
un error de frente de onda RMS inferior a aproximadamente 0,071
muestra un rendimiento óptico limitado por la difracción.
Los efectos de la desalineación (inclinación y/o
excentricidad) de una LIO sobre el rendimiento óptico de la misma
para varios factores de forma diferentes se simularon introduciendo
las LIO en el ojo modelo anteriormente indicado y utilizando
software Zemax®. Para estas simulaciones, se supuso que la LIO
presentaba superficies esféricas, de manera que se analizasen los
efectos del factor de forma únicamente (y no de la combinación de
factor de forma y asfericidad). Para simular las condiciones de
visión escotópica para pacientes de edad avanzada, se seleccionó
una pupila de entrada de 5 mm. Se consideraron las condiciones de
desalineación siguientes: LIO con 1,5 mm de excentricidad y una LIO
con 10 grados de inclinación. Estas dos condiciones representan los
casos extremos de las desalineaciones de las LIO.
La figura 2 presenta la magnitud simulada de
diferentes tipos de aberración (aberración esférica, desenfoque,
coma y astigmatismo) como función del factor de forma para una
excentricidad de 1,5 mm de la LIO. Estas simulaciones indican que
las LIO con un factor de forma en el intervalo comprendido entre
aproximadamente 0 y aproximadamente 2 muestran aberraciones mucho
más bajas como resultado de la excentricidad. Por ejemplo, una LIO
con un factor de forma de aproximadamente 1 introduce una
aberración de desenfoque de 0,07 D en comparación con una aberración
de desenfoque de 0,32 D introducida por una LIO que presenta un
factor de forma de -1.
La figura 3 presenta los resultados de la
simulación para aberraciones introducidas como resultado de la
inclinación de la LIO. Estos resultados indican que las
aberraciones de desenfoque y astigmáticas no resultan
significativamente influidas por el factor de forma de la LIO,
mientras que las aberraciones coma y esférica muestran una
dependencia todavía más fuerte del factor de forma que su
dependencia en el caso de la excentricidad de la LIO. Nuevamente,
las LIO con factores de forma comprendidos en un intervalo de entre
aproximadamente 0 y 2 muestran un rendimiento estable.
En otros aspectos, se ha descubierto que pueden
considerarse determinados parámetros biométricos del ojo (por
ejemplo, el radio corneal y la longitud axial) durante la selección
del factor de forma de una LIO para la implantación en el ojo, con
el fin de proporcionar un rendimiento mejorado de la lente. Tal como
se comenta con mayor detalle posteriormente, en algunas formas de
realización se proporcionan factores de forma óptimos de la LIO
para diferentes poblaciones de ojos, por ejemplo ojos de seres
humanos (ojos con valores medios para determinados parámetros
biométricos) y otras poblaciones caracterizadas por valores extremos
de estos parámetros.
Los parámetros biométricos del modelo de ojo
anteriormente indicado se modificaron para simular el rendimiento
de una pluralidad de LIO que presentaban diferentes factores de
forma para diferentes ojos. Para un ojo humano medio, se fijaron
los valores siguientes: radio corneal (r) de 7,72 mm, esfericidad
corneal (Q) de -0,26, una profundidad de cámara anterior (ACD) de
4,9 mm y una longitud axial (AL) de 24,4 mm. Para investigar ojos
humanos con valores biométricos extremadamente grandes o
extremadamente pequeños, se incrementó la profundidad de cámara
anterior de 4,3 mm a 5,5 mm, la asfericidad corneal de -0,50 a 0, el
radio corneal de 7,10 mm a 8,60 mm y la longitud axial de 22,0 mm a
26,0 mm. Dichos intervalos resultan suficientemente amplios para
cubrir los valores mostrados por la mayoría de la población. Se
evaluó el rendimiento óptico de las LIO basándose en dos criterios:
aberración de onda calculada y función de transferencia de
modulación (MTF). Tal como es conocido por los expertos ordinarios
en la materia, la MTF proporciona una medida cuantitativa del
contraste de imagen mostrado por un sistema óptico, por ejemplo un
sistema formado por una LIO y la córnea. Más específicamente, puede
definirse la MTF de un sistema de formación de imágenes como una
proporción entre un contraste asociado a una imagen de un objeto
formado por el sistema óptico y el contraste asociado al
objetivo.
La Tabla 2, posteriormente, presenta los
resultados de la simulación del rendimiento óptico de LIO que
presentan factores de forma comprendidos en el intervalo de entre
aproximadamente -2 y aproximadamente 4 para un ojo que presenta una
profundidad media de la cámara anterior (ACD) de 4,9 mm, un radio
corneal de 7,72 mm, una asfericidad corneal de -0,26 y una longitud
axial (LA) de 24,4 mm, con un tamaño de pupila de 5 mm.
Para la presentación gráfica de la información
en la Tabla 2, las figuras 4A y 4B proporcionan, respectivamente, la
aberración esférica calculada y la MTF presentada en la Tabla 1 como
función del factor de forma de la LIO.
La Tabla 3, posteriormente, presenta los
resultados de la simulación del rendimiento óptico de una pluralidad
de LIO que presentan factores de forma comprendidos en el intervalo
de entre -2 y 4 con un tamaño de pupila de 5 mm para un ojo que
presenta una profundidad de cámara anterior (ACD) reducida, de 4,3
mm, pero los mismos radio corneal (7,72 mm) y asfericidad (-0,26),
así como longitud axial (24,4 mm), que los utilizados en la
simulación anterior. Las figuras 5A y 5B ilustran de manera gráfica,
respectivamente, la aberración esférica (SA) calculada y la MTF
presentadas en la Tabla 3 como función del factor de forma de la
LIO.
La Tabla 4, posteriormente, presenta los
resultados de la simulación del rendimiento óptico de una pluralidad
de LIO que presentan factores de forma comprendidos en el intervalo
anteriormente indicado de entre -2 y 4 con un tamaño de pupila de 5
mm para un ojo que presenta una profundidad de cámara anterior (ACD)
grande, de 5,5 mm, un radio corneal de 7,72 mm, una asfericidad
corneal de -0,26 y una longitud axial de 24,4 mm. Además, las
figuras 6A y 6B ilustran gráficamente, respectivamente, la
aberración esférica (SA) calculada y la MTF presentada en la Tabla 4
como función del factor de forma de la LIO.
Estas simulaciones indican que las LIO con
factores de forma comprendidos en el intervalo comprendido entre
aproximadamente -0,5 y aproximadamente 4, y particularmente aquellos
que presentan factores de forma comprendidos en el intervalo
comprendido entre aproximadamente 0 y aproximadamente 2,
proporcionan un rendimiento óptico mejorado. Sin embargo, estas
simulaciones muestran que la profundidad de la cámara anterior no
afecta significativamente al rendimiento de una LIO.
Aunque en las simulaciones anteriormente
indicadas se consideraron las aberraciones esféricas, si la LIO se
encuentra desalineada respecto a la córnea, también pueden
encontrarse presentes otras aberraciones (por ejemplo de
desenfoque, astigmatismo y coma). Las simulaciones de dichas
aberraciones para ACD media, pequeña y grande confirman que las
aberraciones pueden minimizarse mediante la utilización de factores
de forma comprendidos en el intervalo de entre aproximadamente 0 y
aproximadamente 2.
El impacto de la asfericidad corneal (Q) sobre
el factor de forma óptimo de la LIO también se investigó mediante
la utilización del modelo de ojo anteriormente indicado y calculando
la aberración esférica y la MTF para Q=0 (esférica), Q=-0,26 y
Q=-0,50. Cuanto más negativo es el valor de Q, más plana es la parte
periférica de la córnea. Q=-0,26 corresponde a la asfericidad de la
córnea humana normal, mientras que Q=-0,50 corresponde a la
asfericidad de una córnea extremadamente plana. La Tabla 5,
posteriormente, lista los resultados de estas simulaciones,
ilustrando gráficamente las figuras 7A, 7B y 7C, respectivamente, la
aberración esférica simulada, la MTF a 50 lp/mm y la MTF a 100 lp/mm
como función del factor de forma de la LIO.
La aberración esférica mostrada por una córnea
esférica (Q=0) es significativamente superior a la mostrada por las
córneas asféricas (Q=-0,26 y Q=-0,50), tal como se esperaba. Como
resultado, las MTF asociadas a Q=0 son inferiores a aquéllas
asociadas a Q=-0,26 y a Q=-0,50. Sin embargo, para cada uno de los
tres casos, las simulaciones anteriores indican que el factor de
forma óptimo de la LIO se encuentra comprendido en el intervalo
comprendido entre aproximadamente -0,5 y aproximadamente 4, y
preferentemente en un intervalo comprendido entre aproximadamente 0
y aproximadamente 2.
En otro conjunto de simulaciones se investigó el
efecto del radio corneal sobre el factor de forma óptimo. La Tabla
6, posteriormente, presenta los resultados de simulación
correspondientes a aberraciones esféricas, así como MTFs a 50 lp/mm
y a 100 lp/mm obtenidas para una pluralidad de LIO, con factores de
forma comprendidos en el intervalo comprendido entre
aproximadamente -2 y aproximadamente 8, mediante la utilización del
modelo de ojo anteriormente indicado y modificando el radio
corneal. Más específicamente, se fijaron los parámetros ACD, Q y
AL, respectivamente, en 4,9 mm, -0,26 y 24,4 mm, mientras se
modificaba el radio corneal. Las figuras 8A, 8B y 8C ilustran
gráficamente, respectivamente, las variaciones de la aberración
esférica, la MTF a 50 lp/mm y la MTF a 100 lp/mm en estas
simulaciones como función del factor de forma de la LIO para dos
radios diferentes.
\vskip1.000000\baselineskip
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Dichas simulaciones indican que, para una córnea
muy curva (por ejemplo un radio corneal de 7,1 mm), el factor de
forma de la LIO presenta un impacto relativamente reducido sobre la
aberración esférica y la MTF. Por ejemplo, en este caso, para
factores de forma comprendidos en un intervalo amplio, comprendido
entre aproximadamente -1 y aproximadamente 8, se observó un buen
rendimiento óptico, aunque los factores de forma comprendidos en el
intervalo comprendido entre aproximadamente 0,5 y aproximadamente 4
resultan preferentes. Sin embargo, para una córnea que presente un
radio grande, por ejemplo un radio superior a aproximadamente 8,6
mm, se observó un intervalo óptimo comprendido entre
aproximadamente 0 y aproximadamente 2 (por ejemplo entre
aproximadamente 0,5 y aproximadamente 2) para el factor de forma de
la LIO. El pico de rendimiento óptico de la LIO como función del
factor de forma también se desplaza debido a que el radio corneal
varía entre un valor reducido y un valor grande. Por ejemplo, las
simulaciones indican un rendimiento máximo con un factor de forma de
aproximadamente 3 para una cornea con un radio de aproximadamente
7,1 mm y con un factor de forma de aproximadamente 1 para una córnea
con un radio de aproximadamente 8,6 mm.
De manera similar al radio corneal, se descubrió
que un factor de forma óptimo para una LIO puede variar como
función de la longitud axial del ojo. A título de ejemplo, la Tabla
7, posteriormente, presenta los resultados de simulaciones del
rendimiento óptico de una pluralidad de LIO, con factores de forma
comprendidos en el intervalo de entre -2 y 8 para una pluralidad de
longitudes axiales (ALs) diferentes. El modelo de ojo utilizado
para estas simulaciones se caracteriza por una ACD=4,9 mm, un radio
corneal (r)=7,72 mm, y una asfericidad corneal (Q)=-0,26. La
representación gráfica de estas simulaciones se proporciona en las
figuras 9A, 9B y 9C para la aberración esférica, la MTF a 50 lp/mm y
la MTF a 100 lp/mm, respectivamente.
Las simulaciones anteriores indican que, aunque
para una longitud axial larga (por ejemplo una longitud axial de
aproximadamente 26 mm) las LIO con factores de forma en un intervalo
amplio (por ejemplo en un intervalo de entre aproximadamente -1 y
aproximadamente 8) proporcionan un rendimiento sustancialmente
similar, para una longitud axial corta (por ejemplo una longitud
axial de aproximadamente 22 mm), un factor de forma de LIO óptimo
se encuentra comprendido en un intervalo comprendido entre
aproximadamente 0 y aproximadamente 2 (preferentemente en el
intervalo de entre aproximadamente 0,5 y aproximadamente 2). Además,
el máximo de rendimiento óptico muestra un desplazamiento como
función de la variación de la longitud axial.
En algunas formas de realización una superficie
anterior o posterior de la LIO incluye un perfil de base asférica
seleccionado para compensar la aberración esférica corneal.
Alternativamente, las superficies tanto anterior como posterior
pueden ser asféricas de manera que proporcionen colectivamente un
grado seleccionado de compensación de la aberración esférica
corneal. A título de ejemplo, la figura 10 muestra una LIO 22 según
una forma de realización de la invención, que incluye un óptico que
presenta una superficie posterior esférica 24 y una superficie
anterior asférica 26. Más específicamente, la superficie anterior 26
se caracteriza por un perfil de base que es sustancialmente
coincidente con un perfil esférico putativo 26a (mostrado mediante
líneas discontinuas) para distancias radiales reducidas a un eje
óptico 28, aunque se aparta de dicho perfil esférico a medida que
se incrementa la distancia radial al eje óptico. En la presente
forma de realización, la superficie anterior asférica puede
caracterizarse mediante la relación siguiente:
en la
que:
- \quad
- c indica la curvatura de la superficie en el ápice (en la intersección del mismo con el eje óptico),
- \quad
- r indica la distancia radial al eje óptico, y
- \quad
- k indica la constante cónica.
\vskip1.000000\baselineskip
En algunas formas de realización, la constante
cónica k puede encontrarse comprendida entre aproximadamente
-1,162 y aproximadamente -19 (por ejemplo entre aproximadamente -73
y aproximadamente -27) y el factor de forma de la lente puede
encontrarse comprendido entre aproximadamente -0,5 y aproximadamente
4, y más preferentemente entre aproximadamente 0 y aproximadamente
2. Con el fin de mostrar la eficacia de dichas LIO asféricas en la
reducción de las aberraciones esféricas corneales, se diseñaron
teóricamente dos LIO asféricas. Se supuso que las LIO estaban
formadas de un polímero acrílico denominado comúnmente Acrysof. Se
seleccionó una LIO con un factor de forma cero (X=0), mientras que
se seleccionó otra con un factor de forma de 1 (X=1). Se fijó el
espesor en el borde de cada LIO en 0,21 mm. Para la LIO con X=0, se
fijaron los radios anterior y posterior, respectivamente, en 22,934
mm y -22,934 mm, el espesor central se fijó en 0,577 mm y la
asfericidad de la superficie anterior (es decir, la constante
cónica) se seleccionó para que fuese -43,656. Para la LIO con X=1,
se seleccionó una superficie posterior plana, mientras que el radio
de la superficie anterior se fijó en 11,785 mm. El espesor central
de esta lente era de 0,577 mm, y se supuso que la superficie
anterior presentaba una asfericidad caracterizada por una constante
cónica de -3,594. La figura 11 muestra la sagita de las superficies
anteriores de estas LIO ejemplares como función de la distancia
radial al eje óptico.
Las simulaciones de los rendimientos ópticos de
dichos dos diseños de LIO en el modelo de ojo anteriormente
indicado muestran una reducción del RMS total de los errores de
frente de onda hasta aproximadamente 0,000841 en el caso de que la
LIO presente un factor de forma que se aproxime a cero y hasta
aproximadamente 0,000046 en el caso de que la LIO presente un factor
de forma igual a la unidad.
Otro factor que puede afectar al rendimiento
óptico de una LIO es la posición efectiva de la misma. La posición
efectiva de la lente (por ejemplo definida en la presente memoria
como la localización del plano principal respecto a la superficie
posterior) puede variar en función de la forma de la lente. La
localización del segundo plano principal (PP_{2}) respecto al
ápice de la superficie posterior puede definirse mediante la
relación siguiente:
en la que n_{1} y
n_{2} indican, respectivamente, los índices refractivos de
la LIO y del medio circundante, F_{1} representa el poder
óptico de la superficie anterior y F_{2} representa el
poder óptico de la lente, y d es el espesor central de la
lente. El plano de los hápticos (el plano de anclaje para la LIO
implantada) situado en la línea central del borde de la lente puede
presentar una distancia desde el ápice de la superficie posterior
especificada
como:
en la que ET indica el
espesor del borde de la lente y Sag_{2} indica la altura
sagital de la superficie posterior en el borde de la lente.
Utilizando las Ecuaciones (3) y (4) anteriores, la localización del
segundo punto principal respecto al plano de los hápticos puede
definirse con la fórmula
siguiente:
en la que \DeltaPP_{2}
indica un desplazamiento en paralelo del plano principal, y los
demás parámetros son tal como se ha definido
anteriormente.
\vskip1.000000\baselineskip
A título de ejemplo, se calculó (mediante las
ecuaciones anteriores) que el desplazamiento del segundo plano
principal para la LIO anteriormente indicada, con un factor de forma
de cero (X=0) a lo largo de un intervalo de poderes de entre 0 y
aproximadamente 35 D era de \pm 0,03 mm, mientras que se calculó
que el desplazamiento correspondiente para la LIO con un factor de
forma igual a la unidad (X=1) era de \pm 0,15
mm.
Con el fin de apreciar mejor el rendimiento
óptico mejorado proporcionado por las LIO de la invención, pueden
considerarse algunos de los factores principales que contribuyen a
la variabilidad de los errores refractivos
post-operatorios. Estos factores se clasifican
generalmente en tres categorías: errores de datos biométricos
(\DeltaBiométrico), errores de potencia de la LIO
(\Delta(Potencia de la LIO)) y contribuciones de
aberraciones de orden elevado (\DeltaAberración). Puede
calcularse una variabilidad total (Rx) basándose en estos factores
mediante la utilización, por ejemplo, de la siguiente relación:
El \DeltaBiométrico puede, a su vez,
definirse de acuerdo con la relación siguiente:
en la que \Deltak indica
el error de medición ceratométrica, \DeltaAL indica el
error de medición de la longitud axial y \DeltaACD indica
el error de medición de la profundidad de la cámara anterior. La
\Delta(Potencia de la LIO) puede definirse de
acuerdo con la relación
siguiente:
en la que \DeltaLIODif
indica la variabilidad causada por la utilización de las LIO cuyas
potencias ópticas difieren en etapas finitas para corregir los
errores refractivos del paciente que varían a lo largo de un
intervalo continuo, \DeltaLIOTol indica la tolerancia de
fábrica de potencia y \DeltaELP indica la variabilidad en
el desplazamiento de la posición efectiva de la LIO a lo largo del
intervalo de potencias. Además, \DeltaAberración puede
definirse según la relación
siguiente:
en la que \DeltaAstig,
\DeltaSA y \Deltaotro indican, respectivamente,
las aberraciones astigmática, esférica y otras aberraciones de orden
más
elevado.
\vskip1.000000\baselineskip
Se evaluó el rendimiento óptico de los diseños
de LIO ejemplares anteriormente indicados, con factores de forma
(X) iguales a cero y a la unidad, basándose en la variabilidad
Rx estimada para tres condiciones: (1) agudeza visual no
corregida (es decir, en ausencia de gafas correctoras) con un
intervalo de potencia de la LIO de 0,5 D (UCVA), (2) agudeza visual
no corregida con un intervalo de potencia refinada de la LIO de
0,25 D (UCVA+) y (3) agudeza visual ópticamente corregida (es decir,
utilizando gafas correctoras óptimas) (BCVA). La variabilidad
debida a las mediciones biométricas se estimó a partir de
información disponible en la literatura. El análisis se centró en
estimar las contribuciones de la aberración esférica, los errores
debidos a las desalineaciones de la LIO y los desplazamientos del
segundo plano principal (PPL). A título comparativo, se fijó un
valor de línea base de 0,65 D para UCVA y UCVA+, y un valor de línea
base de 0,33 D para BCVA, para ojos con LIO esféricas. La Tabla 8,
a continuación, indica las reducciones absolutas y en porcentaje de
Rx respecto a los valores de línea base para las dos LIO.
La información presentada en la Tabla 8 muestra
que se consiguen reducciones de la variabilidad Rx para ambas LIO
(X=0 y X=1), indicando de esta manera un rendimiento óptico mejorado
para estas lentes. Para la LIO con un factor de forma tendente a
cero (X=0), los beneficios visuales se encontraban distribuidos de
manera prácticamente uniforme entre UCVA, UCVA+ y BCVA, mientras
que para la otra LIO (X=1), el beneficio visual asociado a BCVA era
más pronunciado.
Puede utilizarse una diversidad de técnicas de
fabricación conocidas para fabricar las lentes de la invención. Las
tolerancias de fabricación también pueden afectar al rendimiento
óptico de una LIO. A título de ejemplo, dichas tolerancias pueden
corresponder a variaciones de, por ejemplo, los radios
superficiales, la constante cónica, la excentricidad superficial,
la inclinación superficial y la irregularidad superficial,
desempeñando generalmente las tolerancias asociadas a asfericidad
superficial (constante cónica) un papel más importante que las
demás en el rendimiento óptico. Sin embargo, las simulaciones
indican que las desalineaciones de las LIO tras el implante en el
ojo típicamente son factores más significativos en la degradación
del rendimiento óptico que las tolerancias de fabricación (por
ejemplo, los errores de fabricación puede ser prácticamente 10
veces inferiores a los errores de desalineación). A título
ilustrativo adicional, el rendimiento óptico de las lentes
asféricas anteriormente indicadas, con X=0 y X=1, implantadas en el
modelo de ojo anteriormente indicado, se investigaron teóricamente
mediante la utilización de simulaciones de Monte Carlo. Más
específicamente, se generaron 500 lentes hipotéticas bajo las
restricciones de tolerancia de fabricación típicas y se orientaron
aleatoriamente respecto a la córnea. Por ejemplo, se fijaron las
tolerancias asociadas a los radios superficiales, irregularidades
superficiales y excentricidad e inclinación superficiales,
respectivamente, dentro de +/- 0,1 mm, 2 franjas, 0,05 mm y 0,5
grados. Los resultados de las simulaciones de Monte Carlo se resumen
en la figura 12. Más del 50% de los ojos simulados muestran un
error de frente de onda RMS inferior a aproximadamente 0,2 ondas
(desenfoque equivalente de aproximadamente 0,08 D). Para la lente
con X=1, aproximadamente 98% de los ojos simulados
mostraban un error de frente de onda inferior a aproximadamente 0,3 ondas (aproximadamente 0,12 D).
mostraban un error de frente de onda inferior a aproximadamente 0,3 ondas (aproximadamente 0,12 D).
Los expertos ordinarios en la materia apreciarán
que pueden realizarse diversas modificaciones a las formas de
realización anteriores sin apartarse, por ello, del alcance de la
invención.
Claims (7)
1. Procedimiento para diseñar una lente
oftálmica (10, 22), que comprende:
- definir una función de error indicativa de la variabilidad de rendimiento de una lente en una población de pacientes basada en la variabilidad estimada en uno o más parámetros biométricos asociados a dicha población, y seleccionar un factor de forma para la lente que reduce dicha función de error respecto a un valor de referencia,
- siendo definido dicho factor de forma como la proporción entre la suma de las curvaturas anterior y posterior y la diferencia de dichas curvaturas, en un intervalo comprendido entre -0,5 y 4.
\vskip1.000000\baselineskip
2. Procedimiento según la reivindicación 1, en
el que dicha función de error incorpora asimismo un error estimado
de corrección de la potencia óptica proporcionada por la lente.
3. Procedimiento según la reivindicación 2, en
el que dicha función de error incorpora asimismo un error de
aberración estimado.
4. Procedimiento según la reivindicación 3, en
el que dicha función de error (Error Rx) se define a partir de la
relación siguiente:
en la
que:
- \quad
- \DeltaBiométrico se refiere a la variabilidad debida a errores en los datos biométricos,
- \quad
- \Delta(Potencia de la LIO) se refiere a la variabilidad debida a errores en la potencia óptica, y
- \quad
- \DeltaAberración se refiere a la variabilidad debida a las contribuciones de la aberración.
\vskip1.000000\baselineskip
5. Procedimiento según la reivindicación 4, en
el que \Deltabiométrico se define mediante la relación
siguiente:
\vskip1.000000\baselineskip
en la
que:
- \quad
- \Deltak se refiere a errores en las mediciones ceratométricos,
- \quad
- \DeltaAL se refiere a errores en las mediciones de la longitud axial, y
- \quad
- \DeltaACD se refiere a errores en las mediciones de la profundidad de la cámara axial.
\vskip1.000000\baselineskip
6. Procedimiento según la reivindicación 4, en
el que \DeltaAberración se define mediante la relación
siguiente:
\vskip1.000000\baselineskip
en la
que:
- \quad
- \DeltaAstig representa la variabilidad debida a la aberración astigmática,
- \quad
- \DeltaSA representa la variabilidad debida a la aberración esférica, y
- \quad
- \Deltaotro representa la variabilidad debida a otras aberraciones.
\newpage
7. Procedimiento según la reivindicación 4, en
el que \Delta(Potencia de la LIO) se define mediante
la relación siguiente:
en la
que:
- \quad
- \DeltaLIODif representa la variabilidad causada por la diferencia entre la potencia de la lente y la necesidad de potencia del paciente,
- \quad
- \DeltaLIOTol representa la tolerancia de la potencia de fábrica, y
- \quad
- \DeltaELP representa la variabilidad en el desplazamiento de la posición efectiva de la lente dentro del ojo.
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