ES2957803T3 - Lente intraocular con profundidad de foco extendida - Google Patents

Lente intraocular con profundidad de foco extendida Download PDF

Info

Publication number
ES2957803T3
ES2957803T3 ES20780571T ES20780571T ES2957803T3 ES 2957803 T3 ES2957803 T3 ES 2957803T3 ES 20780571 T ES20780571 T ES 20780571T ES 20780571 T ES20780571 T ES 20780571T ES 2957803 T3 ES2957803 T3 ES 2957803T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
optical
vertex
iol
anterior
intraocular lens
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
ES20780571T
Other languages
English (en)
Inventor
Celestino Susana Marcos
Diaz Carlos Dorronsoro
Suad Redzovic
Christophe Pagnoulle
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Physiol
Consejo Superior de Investigaciones Cientificas CSIC
Original Assignee
Physiol
Consejo Superior de Investigaciones Cientificas CSIC
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from ES201930791A external-priority patent/ES2811423B2/es
Application filed by Physiol, Consejo Superior de Investigaciones Cientificas CSIC filed Critical Physiol
Application granted granted Critical
Publication of ES2957803T3 publication Critical patent/ES2957803T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A61F2/1616—Pseudo-accommodative, e.g. multifocal or enabling monovision
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A61F2/1616—Pseudo-accommodative, e.g. multifocal or enabling monovision
    • A61F2/1618—Multifocal lenses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A61F2/1637—Correcting aberrations caused by inhomogeneities; correcting intrinsic aberrations, e.g. of the cornea, of the surface of the natural lens, aspheric, cylindrical, toric lenses
    • A61F2/164—Aspheric lenses
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2/1602—Corrective lenses for use in addition to the natural lenses of the eyes or for pseudo-phakic eyes
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29D—PRODUCING PARTICULAR ARTICLES FROM PLASTICS OR FROM SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE
    • B29D11/00—Producing optical elements, e.g. lenses or prisms
    • B29D11/02—Artificial eyes from organic plastic material
    • B29D11/023—Implants for natural eyes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
    • A61F2/16—Intraocular lenses
    • A61F2002/1681—Intraocular lenses having supporting structure for lens, e.g. haptics
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2240/00—Manufacturing or designing of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2240/001—Designing or manufacturing processes
    • A61F2240/002—Designing or making customized prostheses
    • A61F2240/004—Using a positive or negative model, e.g. moulds

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Ophthalmology & Optometry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Manufacturing & Machinery (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

Lente intraocular (1) de profundidad de foco extendida que comprende superficies ópticas anterior y posterior asféricas (2, 3). (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Lente intraocular con profundidad de foco extendida
Campo técnico
La presente invención se refiere a una lente intraocular (IOL). Más concretamente, se refiere a una lente intraocular con profundidad de foco extendida (EDOF).
Técnica anterior
Los cambios relacionados con la edad de las proteínas de la lente del cristalino natural del ojo pueden provocar la formación de cataratas. En la cirugía de cataratas, la lente del cristalino natural se sustituye generalmente por una IOL.
La implantación de una IOL monofocal generalmente proporciona una visión de buena calidad al seleccionar una potencia de IOL adecuada, generalmente ajustada a distancias lejanas.
Sin embargo, un ojo con una IOL implantada pierde la capacidad de acomodaciones residuales. De ello se deduce que el paciente con una IOL monofocal implantada normalmente necesita usar gafas para distancias cercanas e intermedias durante actividades que requieran capacidades de visión más finas. Esto se refiere a una amplia gama de actividades como la lectura y el trabajo con ordenadores, con posibles fuertes consecuencias en la vida diaria del paciente.
Hoy en día, los pacientes quieren evitar cada vez más el uso de gafas para ver de cerca después de una cirugía de cataratas. Las IOL multifocales se están utilizando entonces de forma cada vez más generalizada para tratar de compensar la debilidad de las IOL monofocales antes mencionadas.
Sin embargo, las IOL multifocales tienen generalmente un número limitado de dos o tres puntos de enfoque y, al mismo tiempo, proporcionan una mala calidad de visión para distancias fuera de foco. Esto puede conducir a dificultades en la visión intermedia, por ejemplo en el caso de las IOL bifocales, que están diseñadas con dos puntos focales para distancias cercanas y lejanas, respectivamente, y luego a la necesidad de que el paciente use gafas. Otra desventaja en el caso específico de las IOL multifocales difractivas está relacionada con la existencia de una proporción de pérdida de luz incidente (alrededor del 18 %) en órdenes de difracción elevados, que generan puntos focales fuera del rango de distancia útil para la visión. Además, las IOL multifocales presentan otros efectos secundarios desventajosos, como luz dispersa, halos y deslumbramiento.
IOL de la técnica anterior se pueden encontrar en los documentos CN 107468 377, US 2014/358225 A1, EP 1257 236 A1, y US 6926744 B1.
Descripción de la invención
Un objeto de la presente invención es proporcionar una lente intraocular que presente una visión de mejor calidad a distancias lejanas e intermedias, minimizando al mismo tiempo los efectos secundarios antes mencionados.
Con este propósito, la presente invención proporciona una lente intraocular como se define en la reivindicación 1 que comprende:
- una (única) superficie óptica anterior, y
- una (única) superficie óptica posterior,
extendiéndose ambas alrededor y sustancialmente radialmente hacia afuera con relación a un eje óptico; caracterizada por que:
una primera superficie entre las superficies ópticas anterior y posterior está definida por la ecuación:
donde:
• zSí(r) es una componente, medida a lo largo del eje óptico, de un vector desplazamiento desde un vértice de la primera superficie, hasta cualquier punto de esta última en un radior(considerada como una variable radial) desde el eje óptico;
• es un radio de curvatura de la primera superficie evaluado en el (su) vértice;
•Kst(Rst)es una constante cónica de la primera superficie evaluada en el (su) vértice y definida en función de dicho radio de curvaturaRstde la primera superficie por la relación:
donde erf denota una (la) función de error de Gauss, y dondea, b, c, A, B, C, Dson números reales constantes tales que:
(para cada i≥ 2) e s un coeficiente de asfericidad de orden 2i de la primera superficie;
una segunda superficie entre las superficies ópticas anterior y posterior está definida por la ecuación:
donde:
• znd(r) es una componente, medida a lo largo del eje óptico, de un vector desplazamiento desde un vértice de la segunda superficie hasta cualquier punto de esta última en un radior(considerada como una variable radial) desde el eje óptico;
•Rnd< 0 es un radio de curvatura de la segunda superficie evaluado en el (su) vértice;
• Knd(Rnd) es una constante cónica de la segunda superficie evaluada en el (su) vértice y definida en función de dicho radio de curvaturaRndde la segunda superficie por la relación:
donde f,g, hson números reales constantes tales que:
• (para cada i≥ 2) es un coeficiente de asfericidad de orden 2/ de la segunda superficie.
Las superficies ópticas anterior y posterior (o, de manera equivalente, dichas superficies primera y segunda) son tales que la lente intraocular proporciona una profundidad de foco extendida.
La lente intraocular (IOL) de acuerdo con la invención presenta una mejor calidad de visión a distancias lejanas e intermedias (que una IOL bifocal con dos puntos focales para distancias lejanas y cercanas, por ejemplo), minimizando al mismo tiempo los efectos secundarios tales como luz dispersa, halos y deslumbramiento, y proporcionando una mejor calidad de visión a distancias lejanas (que una IOL monofocal estándar, por ejemplo).
De hecho, la IOL comprende una óptica (o parte óptica central) que comprende una superficie anterior (denominada superficie óptica anterior) y una superficie posterior (denominada superficie óptica posterior) descritas por una ecuación de la misma forma. Es bien sabido por un experto que dicha ecuación define una superficie asférica (como se indica en la descripción detallada, a la vista de la figura 4 presentada más adelante en este documento). Por tanto, tanto la superficie óptica anterior como la posterior son asféricas, proporcionando entonces una óptica con un diseño totalmente asférico que genera más aberraciones esféricas negativas y permite, con la contribución de los parámetros de las ecuaciones de las superficies, una extensión de la profundidad de foco (es decir, proporcionar un único punto focal alargado para mejorar el "rango de visión"), en comparación con una IOL monofocal estándar. Esto también se comenta e ilustra en la descripción detallada, a la vista de las figuras 6A-C, 7, 8, 9A-C, presentadas más adelante en este documento, que muestran resultados de mediciones experimentales.
La IOL de acuerdo con la invención podría considerarse como una IOL monofocal, ya que hace que un único punto focal (como para una IOL monofocal) se alargue para mejorar la profundidad de foco (o rango de visión). No está concebida como una IOL multifocal con mapa de potencia óptica regularizado entre puntos de enfoque, ni como una IOL de potencia óptica multizonal. Esto es notable ya que la mayoría de las IOL monofocales solo corrigen la visión para ayudar a los pacientes con cataratas a ver cosas a distancias (lejanas) y, por lo tanto, no mejoran la visión intermedia requerida para muchas tareas diarias importantes. De manera diferente, la presente IOL monofocal (con un punto focal alargado) ofrece una visión intermedia de calidad mejorada, así como buena visión a distancia (lejana), lo cual es un avance importante para permitir a los pacientes una mayor facilidad en las actividades de su vida diaria.
La IOL de acuerdo con la invención proporciona ventajosamente una profundidad de foco extendida (EDOF) al tiempo que afecta mínimamente a la resolución pico (es decir, al mejor enfoque), proporcionando una visión clara a distancia intermedia y minimizando los efectos secundarios, tales como luz dispersa, halos y deslumbramiento, que son habituales para las IOL multifocales. De hecho, las IOL multifocales refractivas generalmente comprenden una óptica multizonal (y luego superficies ópticas anterior y posterior) dividida en diferentes secciones (con geometría de superficies que potencialmente se describen mediante diferentes ecuaciones) que pueden provocar problemas de difracción como por ejemplo halos debido a cambios bruscos de geometría y/o potencia óptica entre estas secciones. De manera diferente, la IOL de la invención comprende una única superficie óptica anterior continua y regular (o, dicho de otra forma, al menos diferenciable o suave) y una única superficie posterior continua y regular, siendo cada superficie asférica y describiéndose cada superficie mediante una única ecuación suave, lo que evita tales halos. Un experto entenderá claramente que se puede comprobar que la superficie óptica de una IOL satisface una ecuación de este tipo (en general) mediante simple comparación o superposición de perfiles o, si se necesita un análisis más profundo, obteniendo medidas de puntos en (curvas seccionales de) la superficie de la IOL y comparando dichas medidas con la ecuación para determinar la ecuación de la superficie óptica de la IOL. También se puede aplicar comparación de los rendimientos ópticos de la IOL, como por ejemplo la EDOF u otros como se describe en la descripción detallada.
La IOL de acuerdo con la invención es preferentemente refractiva, más preferentemente puramente refractiva. Más específicamente, las características ópticamente proporcionadas por las superficies anterior y posterior son preferiblemente refractivas. No obstante, una IOL que comprenda cualquier rasgo difractivo (tal como un componente, una porción de superficie óptica, ...) no se excluye del alcance de la invención.
Otro aspecto importante de la presente invención es que la EDOF reivindicada depende de forma limitada (o, dicho de otra forma, es relativamente independiente) de:
- la potencia óptica de la IOL,
- una abertura (es decir, una abertura a través de la cual viaja la luz; por ejemplo, el diámetro de la pupila de un ojo cuando la IOL está en un uso normal en un ojo afáquico), y
- aberraciones esféricas corneales (por ejemplo, aberraciones esféricas de un modelo de córnea, o aberraciones esféricas de la córnea de un ojo cuando la IOL está en un uso normal en un ojo afáquico).
Esto se comenta adicionalmente en la descripción detallada, a la vista de las figuras 6A-B y 7, presentadas más adelante en este documento. No obstante, el buen control de la dependencia de la EDOF, la abertura y las aberraciones esféricas corneales de la potencia óptica de la IOL también puede entenderse a partir de las ecuaciones asféricas que definen las superficies ópticas anterior y posterior. De hecho, el experto sabe que la potencia óptica de una superficie óptica en general depende del índice de refracción asociado a una materia prima que constituye esta superficie, así como de la geometría de esta superficie. Esta última está determinada (al menos para órdenes pequeños de r) por el radio de curvatura y (opcionalmente) por la constante cónica de esta superficie óptica evaluada en su vértice. En el presente contexto, es racional suponer que se conocen tanto este índice de refracción como la contribución de cada una de las superficies ópticas anterior y posterior a la potencia óptica global de la IOL. Además, cada una de las constantes cónicas de las superficies ópticas anterior y posterior se define en función del radio de curvatura de esta superficie mediante unas relaciones suaves completamente nuevas, específicas y muy ventajosas. Como consecuencia, al menos en pequeños órdenes, para cada potencia óptica de la IOL, cada una de las superficies ópticas anterior y posterior se caracteriza por su radio de curvatura. Como todas las relaciones entre estos parámetros y la potencia óptica de la IOL son regulares, las variaciones de la geometría de las superficies ópticas anterior y posterior con respecto a la potencia óptica de la IOL son entonces predeterminadas y regulares, lo que permite (al menos localmente) una muy ventajosa variación controlada y regular de la EDOF con respecto a la potencia óptica de la IOL, a la abertura y a las aberraciones esféricas corneales.
Estas variaciones regulares controladas directas o indirectas de los parámetros en las ecuaciones de las superficies ópticas anterior y posterior con respecto a la potencia óptica de la IOL son muy importantes para lograr este efecto técnico. En particular, hay que recalcar que la presente invención propone una optimización global de los parámetros de las ecuaciones teniendo en cuenta este objetivo para dependencia limitada de la EDOF. No utiliza ninguna optimización separada de cada uno de los parámetros de forma independiente para cada potencia óptica de la IOL, lo que sería un enfoque más ingenuo pero también generaría una alta dependencia de la EDOF de la potencia óptica de la IOL.
Además, y ventajosamente, la invención también tiene en cuenta la función de transferencia de modulación (MTF) (es decir, una medición en banco óptico utilizada para evaluar las prestaciones de una lente, hablando en términos generales, una función de resolución de imagen; más específicamente, esta función es conocida por un experto y especifica cuánto contraste se captura en función de la frecuencia espacial) que está asociada con la IOL. En general, la MTF en el mejor enfoque (es decir, para distancias lejanas) está inversamente relacionada con la EDOF, lo que hace muy difícil obtener una dependencia limitada tanto de la MTF como de la EDOF de la potencia óptica de la IOL, de las aberraciones esféricas de un modelo de córnea que equipa un banco óptico, y de la abertura. Pero, en el caso de la presente invención, los parámetros de las ecuaciones que definen las superficies ópticas anterior y posterior varían de tal manera que se consigue dicha dependencia limitada. Esto se ilustra en la descripción detallada, a la vista de las figuras 6C y 8, presentadas más adelante en este documento. Los intervalos para los números reales constantes se eligen en torno a valores preferidos específicos detallados más adelante en este documento. Estos valores optimizan tanto la EDOF como la MTF para superficies ópticas hechas de un biomaterial en bruto promedio con un índice de refracción promedio (por ejemplo, aproximadamente 1.52), en el sentido de que consisten en un buen compromiso regular entre proporcionar una EDOF optimizada o una MTF optimizada, para las potencias ópticas consideradas (de las cuales depende el radio de curvatura de las superficies ópticas). Para tener en cuenta estas variaciones de valores que pueden deberse a la elección del biomaterial en bruto y/o a las técnicas de fabricación de las IOL, es muy importante considerar los intervalos antes mencionados, incluidas dichas incertidumbres prácticas.
Otra ventaja de la presente invención es que estas relaciones entre la EDOF, la potencia óptica de la IOL y los parámetros de las ecuaciones hacen que la IOL de diferentes potencias ópticas sea más fácil de diseñar en vista de la fabricación utilizando tecnologías actuales, ya que se puede configurar usando dichas ecuaciones así como las relaciones Kst(Rst) y Knd(Rnd). De manera más general, se puede señalar que estas nuevas relaciones que expresan la constante cónica de las superficies ópticas anterior y posterior de la IOL de acuerdo con la invención en función del radio de curvatura de esta superficie abren ventajosamente perspectivas técnicas en el diseño y/o la fabricación de IOL, en particular IOL monofocales que comprenden una superficie óptica cuya constante cónica se expresa en función de su radio de curvatura a través de una de estas relaciones.
En el marco del presente documento, un "eje óptico" de un ojo consiste preferentemente en un vector que atraviesa el ojo de un lado al otro, dirigido por su segmento anterior, que comprende sucesivamente la córnea, el iris y la lente (del cristalino natural o intraocular reivindicada), hasta su segmento posterior, que comprende especialmente la retina. Para una IOL de acuerdo con la invención, en una posición de implantación en un ojo, el eje óptico del ojo se dirige desde la superficie anterior hasta la superficie posterior y corresponde preferentemente al eje óptico definido intrínsecamente con respecto a la IOL. En particular, el término eje óptico se utiliza actualmente y preferentemente en este documento como eje de referencia con respecto al ojo y/o a la IOL.
En el marco del presente documento, un lado y/o una superficie "anterior" (o respectivamente, "posterior") de una parte de un ojo o de una IOL consiste preferentemente en un lado y/o una superficie ubicada aguas arriba (o respectivamente, aguas abajo) de la parte del ojo o de la IOL con respecto al vector definido por el eje óptico. A modo de ejemplo, en un ojo, el iris está ubicado anteriormente con respecto a la lente (del cristalino natural o intraocular reivindicada); por lo tanto, una superficie posterior del iris es la parte del iris más cercana a esta lente. De forma similar, cuando una primera parte de un ojo o de una IOL está situada anteriormente (o respectivamente, posteriormente) por encima de una segunda parte de un ojo o de una IOL, se deduce que esta primera parte está ubicada anteriormente (o respectivamente, posteriormente) con respecto a esta segunda parte. De forma similar una superficie óptica se denomina "anteriormente cóncava (respectivamente convexa)" cuando se ve como cóncava (respectivamente convexa) al mirar la superficie óptica en la misma dirección y el mismo sentido que el vector definido por el eje óptico (es decir, siguiendo las propagaciones de los rayos de luz), y una superficie óptica se denomina "posteriormente cóncava (respectivamente convexa)" cuando se ve como cóncava (respectivamente convexa) al mirar la superficie óptica en la misma dirección que el vector definido por el eje óptico y en el sentido opuesto. Las nociones antes mencionadas de anterioridad, posterioridad o incluso de un eje óptico con respecto a partes de un ojo y/o de una IOL son conocidas por el experto en la técnica.
En el marco de la presente invención, las superficies primera y segunda son siempre diferentes. Preferiblemente, en el marco de todo el documento, la primera superficie es la superficie óptica anterior y la segunda superficie es la superficie óptica posterior. No obstante, es posible invertir las superficies de la IOL en el marco de la invención manteniendo al mismo tiempo las principales propiedades ópticas ventajosas detalladas anteriormente en el presente documento. Para facilitar la lectura, en el marco de este documento, los índicesstyndpara los parámetros de las ecuaciones se sustituyen por los índicesantypostcuando se hace referencia específicamente a los parámetros de la superficie óptica anterior o posterior. Por ejemplo,RantyRpostcorresponden a los radios de curvatura de las superficies ópticas anterior y posterior respectivamente (siendo evaluados en sus respectivos vértices). Los índicesstyndtambién se sustituyen respectivamente por los índicesantyposten el marco de este documento, cuando se considera que las superficies primera y segunda son las superficies ópticas anterior y posterior, respectivamente.
En el marco de la presente invención, como suele saber un experto, el "vértice" de una superficie óptica (por ejemplo, la superficie óptica anterior o la superficie óptica posterior) se define preferentemente como un punto de intersección de esta superficie óptica con el eje óptico.
En el marco de esta invención, el "radio de curvatura" de una superficie asférica (por ejemplo, la superficie óptica anterior o la superficie óptica posterior) evaluado en el vértice de esta superficie es la distancia entre dicho vértice y un centro de curvatura de la superficie en este vértice. El signo convencional para este radio de curvatura se define preferentemente como el signo de la componente, medida a lo largo del eje óptico, del (vector) desplazamiento desde dicho vértice hasta dicho centro de curvatura. Entonces, la superficie óptica anterior es anteriormente cóncava (respectivamente anteriormente convexa) en su vértice si y sólo si su radio de curvatura evaluado en su vértice es negativo (respectivamente positivo), y la superficie óptica posterior es posteriormente cóncava (respectivamente posteriormente convexa) en su vértice si y sólo si su radio de curvatura evaluado en su vértice es positivo (respectivamente negativo). En particular, para la IOL de acuerdo con la presente invención, comoRnd< 0, la segunda superficie de la IOL es posteriormente convexa y anteriormente cóncava en su vértice y alrededor de él.
Según la terminología de un experto, la IOL de acuerdo con la invención se denomina "biconvexa" siRant> 0 yRpost <0, es decir, si y sólo si la superficie óptica anterior es anteriormente convexa y si la superficie óptica posterior es posteriormente convexa. Según la terminología de un experto, la IOL de acuerdo con la invención se denomina "cóncava-convexa" siRant <0 yRpost< 0, es decir, si la superficie óptica anterior es anteriormente cóncava y si la superficie óptica posterior es posteriormente convexa. Estas terminologías de un experto informan sobre la apariencia exterior de la IOL, viéndose anteriormente la superficie óptica anterior y viéndose posteriormente la superficie óptica posterior.
En el marco de la presente invención, se dice que parte de una IOL se extiende "radialmente hacia afuera" cuando se extiende preferentemente según vectores perpendiculares al eje óptico, dirigidos desde un punto en común con el eje óptico hacia puntos de un círculo centrado en este punto común. De forma similar, se dice que una parte de una IOL se extiende "circunferencialmente" cuando se extiende preferentemente a lo largo de al menos un arco de círculo en un plano perpendicular al eje óptico y centrado en un punto de intersección del plano y el eje óptico.
Un experto en la técnica sabe que el adjetivo "distal" se refiere a una parte de una porción de un cuerpo más alejada de algún órgano de referencia o tronco del cuerpo, y que el adjetivo "proximal" se refiere a otra porción de una parte de un cuerpo más cercana a algún órgano de referencia o tronco del cuerpo. En el marco de este documento, estas dos definiciones se aplicarán preferentemente a partes de un ojo y/o a partes de una IOL de acuerdo con la invención, con relación a una distancia con respecto al eje óptico de referencia.
En el marco de esta invención, el término "distancias intermedias" se refiere preferiblemente a distancias (alrededor y/o aproximadamente a y/o) de la longitud del brazo, tales como trabajo con ordenadores o mirar el velocímetro de un automóvil. Más preferiblemente, este término se refiere a una distancia de entre 0.2 y 1.6 metros, más preferiblemente, de entre 0.4 y 1.0 metros.
En el marco de esta invención, se recuerda el significado de algunas expresiones matemáticas habituales:
- "< 0" significa "negativo", es decir, estrictamente menor que 0 ;
- "> 0" significa "positivo", es decir, estrictamente mayor que 0;
- "≤ 0" significa "no positivo", es decir, menor o igual que 0;
- "> 0" significa "no negativo", es decir, mayor o igual que 0 ;
- "e" significa "pertenece a";
- "M"se refiere al conjunto de los números reales;
<\ { 0}„>se refiere al conjunto de los números reales distintos de cero;
- tales quey<<5,"[/, 5]" se refiere al intervalo cerrado de números entrey y<5, estando incluidos aquellos.
Además, también es bien conocido por la convención de suma de Einstein que:
siendo aquí el índice "i" un número entero mayor o igual que 2.
En el marco del presente documento, la "función de error de Gauss" denotada por erf se refiere a la bien conocida función especial entera invertible de forma sigmoidea definida (en particular) en los números reales por
En el marco de esta invención, el término "regular" para una función o superficie se refiere preferentemente a una función o superficie al menos diferenciable (o suave). En el marco de esta invención, los términos "en función de", "dependen de" y términos similares, no deberían interpretarse restrictivamente como una dependencia limitada de los parámetros especificados, a menos que dicha restricción esté explícitamente escrita.
En el marco de este documento, el uso del artículo indefinido "un", "una" o del artículo definido "el", “la” para introducir un elemento no excluye la presencia de una pluralidad de tales elementos. En este documento, los términos "primero", "segundo", "tercero" y similares se utilizan únicamente para diferenciar elementos y no implican ningún orden en estos elementos.
En el marco del presente documento, el uso de los verbos "comprender", "incluir", "implicar" o cualquier otra variante, así como de sus formas conjugativas, no puede excluir en modo alguno la presencia de elementos distintos a los mencionados.
De acuerdo con una realización preferida de la invención, la IOL tiene una potencia óptica comprendida entre 10 D y 35 D. Opcionalmente es diferente de 13.5 y/o 14 D.
En el marco del presente documento, una "potencia óptica" de una IOL es preferentemente una potencia óptica media medida sin corrección dentro de una ventana (de lectura) centrada en el eje óptico con un diámetro de 3 mm.
De acuerdo con una realización preferida de la invención, los números reales constantes implicados en la definición de las relaciones kst(Rst)yKnd(Rnd)están en los siguientes intervalos de valores restringidos:
a e[0.060; 0.075] y/o b e [-0.5; -0.2] y/o c e [-12; -10]
y/oA e[-40.1; -39.9] y/oB e[0.080; 0.095] y/o C e [-2.35; -2.05] y/oD e[0.9; 1.1]
y/of e[0.085; 0.105] y/og e[1.05; 1.40] y/oh e[3; 6].
Estos intervalos se pueden considerar de forma independiente o en combinación. Por ejemplo, una primera parte de estos números reales constantes puede considerarse en los intervalos más amplios del párrafo [0008], y una segunda parte de estos números reales constantes puede considerarse en estos intervalos restringidos. Opcionalmente, estos intervalos restringidos se consideran en combinación, siendo todos los términos "y/o" preferiblemente "y". Alternativamente, estos números reales constantes están en otros intervalos de valores más pequeños que los intervalos del párrafo [0008] tales que:
a e[0.055; 0.070] y/o b e [-0.7; -0.2] y/o c e [-15; -5]
y/oA e[-40.5; -39.5] y/oB e[0.08; 0.10] y/o C e [-2.4; -2.2] y/oD e[0.85; 1.15]
y/of e[0.09; 0.11] y/og e[1.20; 1.45] y/oh e[3; 7].
Estos intervalos se pueden considerar de forma independiente o en combinación. Por ejemplo, una primera parte de estos números reales constantes puede considerarse en los intervalos más amplios del párrafo [0008], una segunda parte de estos números reales constantes puede considerarse en los intervalos restringidos antes mencionados, y una tercera parte de estos números reales constantes puede considerarse en estos otros intervalos más pequeños. Opcionalmente, estos otros intervalos más pequeños se consideran en combinación, siendo todos los términos "y/o" preferiblemente "y". Estos números reales constantes están en intervalos de valores aún más pequeños tales que:a e[0.060; 0.065] y/o b e [-0.5; -0.3] y/o c e [-12; -10]
y/oA e[-40.1; -39.9] y/oB e[0.090; 0.095] y/oC e[-2.35; -2.25] y/oD e[0.9; 1.1]
y/of e[0.095; 0.105] y/og e[1.25; 1.40] y/oh e[4; 6].
Estos intervalos se pueden considerar de forma independiente o en combinación. Por ejemplo, una primera parte de estos números reales constantes puede considerarse en los intervalos más amplios del párrafo [0008], una segunda parte de estos números reales constantes puede considerarse en los intervalos restringidos antes mencionados, una tercera parte de estos números reales constantes puede considerarse en los otros intervalos más pequeños antes mencionados, y una cuarta parte de estos números reales constantes puede considerarse en estos intervalos aún más pequeños. Muy opcionalmente, estos intervalos se consideran en combinación, siendo todos los términos "y/o" preferiblemente "y". Como se detalló anteriormente, la elección de intervalos corresponde a incertidumbres, p.ej. en la elección del biomaterial en bruto y/o en las técnicas de fabricación de la lente intraocular, que pueden inducir pequeñas variaciones en la elección de radios de curvatura o constantes cónicas para optimizar tanto la EDOF como la MTF de la IOL a una potencia óptica de la IOL determinada.
Valores exactos para cada uno de estos números reales constantes se pueden dar opcionalmente como:
Cada uno de estos valores puede considerarse solo o en combinación con uno o más otros valores, siendo todos los términos "y/o" preferiblemente "y". Los intervalos antes mencionados para el valor de los números reales constantes se encuentran alrededor de estos valores específicos. Hay que señalar que estos valores pueden obtenerse mediante curvas de interpolación y/o aproximación de valores reales particulares elegidos para el radio de curvatura y la constante cónica de las ecuaciones asféricas que definen las superficies ópticas anterior y posterior. En particular, aunque tal elección de valores exactos proporciona una IOL de acuerdo con la invención, variaciones en torno a estos valores exactos permanecen completamente dentro del alcance de la invención. Esto se comenta adicionalmente en la descripción detallada a la vista de las figuras 5A-C, presentadas más adelante en este documento. Esta es la razón por la que tiene sentido considerar las "envolturas" como márgenes de incertidumbre alrededor de las gráficas de las dos relaciones<k>st(Rst)yKnd(Rnd)definidas por esta elección de valores exactos. De acuerdo con la invención, estas envolturas se consideran en forma de los intervalos antes mencionados, pero se pueden definir otros tipos de envolturas. En particular, de acuerdo con una realización preferida independiente de la invención:
(relaciones indicadas (★ )) donde, para cadaj e{1, 2, 3}, pj son números,pj >10, y opcionalmente,pj= 10, más opcionalmente,pj= 20, más opcionalmentepj= 50. Un experto entenderá que estas relaciones expresan que las constantes cónicas reales de las superficies primera y segunda respectivamente son "suficientemente cercanas" a las constantes cónicas definidas por las relaciones<k>st(Rst)yKnd(Rnd)teniendo en cuenta todos los valores exactos antes mencionados. Por "suficientemente cercanas", debe entenderse que las desviaciones relativas asociadas están limitadas por1/pjen valor absoluto. Las desviaciones 1/pjtambién pueden realizar una evaluación de dicha interpolación y/o aproximación mediante las dos relaciones kst(Rst) y Knd(Rnd) definidas por la elección de valores exactos, y luego puede variar según estos últimos. A modo de ejemplo ilustrativo no limitativo, para los valores exactos antes mencionados, puede considerarse p1 = 10, p2 = 15, p3 = 20. Estas desviaciones definen además otra clase de envolturas de este tipo en combinación con los intervalos antes mencionados. Alternativamente, estas envolturas pueden considerarse en solitario, en lugar de los intervalos del párrafo [0008] en los que están comprendidos los números reales constantes, de tal manera que se defina una invención alternativa en el mismo marco de la presente invención. En este caso, las relaciones (★ ) se pueden generalizar mediante:
dondea, b, c, A, B, C, D, f, g, hpueden ser de cualquier valor descrito explícitamente en este documento, en particular en los párrafos [0034]- [0036] y [0070]-[0073], y donde, para cada j e {1,2, 3}, pj son números mayores o iguales que 10, y opcionalmente, pj = 10, más opcionalmente, pj = 20, más opcionalmente pj = 50.
Se pueden considerar más fieles otros valores exactos con respecto a la elección específica de radio de curvatura y constante cónica para las superficies ópticas anterior y posterior. A modo de ejemplo, para una IOL cuya potencia óptica es menor o igual que 27.5 D, los números reales constantesf, gyhvienen dados más preferiblemente de forma exacta por:f= 0.1032 y/og= 1.372 y/oh= 5.1353. Estos valores se consideran más preferiblemente en combinación, siendo los términos "y/o" preferiblemente "y". Esto se comenta específicamente más adelante en este documento a la vista de la figura 5C. Como otro ejemplo, los valores antes mencionadosB= 0.092 y/oC= -2.29 se pueden sustituir alternativamente porB= 0.081 y/oC= -2.095 (u, opcionalmente, también por los valoresB= 0.085 y/oC= -2.168), proporcionando otras curvas de aproximaciones de valores particulares elegidos para el radio de curvatura y la constante cónica de las ecuaciones asféricas que definen las superficies ópticas anterior y posterior, para lograr, suavemente con respecto a al menos una selección principal de potencias ópticas de IOL, una EDOF y una MTF optimizados deseados. En particular, de acuerdo con una realización correspondiente independiente de la invención, las relaciones
y/o
y/o
si la potencia óptica de la IOL es estrictamente superior a 27.5 D; y/o
si la potencia óptica de la IOL es menor o igual a 27.5 D;
donde, para cadaj e{1, 2, 3, 4},p />10, preferiblemente , se cumplen preferiblemente. Todas o parte de estas últimas relaciones pueden considerarse en combinación y/o sustitución de todas o parte de las relaciones asociadas (★ ).
De acuerdo con una primera realización preferida de la invención, la IOL tiene una potencia óptica estrictamente menor que 14 D, yRst< 0. En particular, la primera superficie es entonces anteriormente cóncava y posteriormente convexa en su vértice. De acuerdo con una segunda realización preferida de la invención, la IOL tiene una potencia óptica mayor o igual que 14 D, yRst> 0. En particular, la primera superficie es entonces anteriormente convexa y posteriormente cóncava en su vértice. Dicho de otra forma, combinando estas dos realizaciones preferidas, preferiblemente, la potencia óptica de la IOL es estrictamente menor que 14 D si y solo siRst< 0.
Preferiblemente, de acuerdo con cualquiera de estas realizaciones preferidas, el radio de curvaturaRstde la primera superficie depende de forma continua y regular de la potencia óptica (del intervalo de definición de la potencia óptica considerado antes mencionado). Preferentemente e independientemente de estas realizaciones preferidas, el radio de curvaturaRndde la segunda superficie depende de forma continua y regular de la potencia óptica de la lente intraocular. La continuidad y la regularidad de la variación del radio de curvatura de cada una de las superficies ópticas es una opción natural preferida para implementar el efecto técnico deseado de la invención. Esto implica también una regularidad de la variación de la constante cónica de cada una de las superficies ópticas tal como se expresa regularmente en función del radio de curvatura asociado.
En el marco de la invención, al menos uno de los coeficientes de asfericidad de al menos una de las ecuaciones de las superficies ópticas anterior y posterior (preferiblemente de ambas ecuaciones de las superficies ópticas) es distinto de cero. La óptica de la IOL está dotada de un diseño asférico que permite una extensión de la profundidad de foco gracias a la contribución de estos coeficientes de asfericidad distintos de cero. De acuerdo con una realización preferida de la invención, los coeficientes de asfericidad de orden menor o igual que 10 de las superficies ópticas anterior y/o posterior son distintos de cero. La contribución de todos estos coeficientes de asfericidad distintos de cero permite obtener un rendimiento de la EDOF muy alto. Esto indujo en particular una geometría asférica completa para las superficies ópticas anterior y/o posterior que comprende un anillo de punto de inversión de curvaturas (es decir, puntos de inflexión) en el diámetro óptico intermedio. Preferiblemente, los coeficientes de asfericidad son decrecientes en valor absoluto con respecto a su orden y/o están limitados en valor absoluto por 0.1. Más preferiblemente, siguen las relaciones:
y/o, preferiblemente y,
Estos coeficientes de asfericidad corresponden a la perturbación lateral de la forma general de las superficies asféricas alrededor de su vértice. Preferiblemente, los coeficientes de asfericidad de orden estrictamente mayor que 10 de las superficies ópticas anterior y/o posterior son insignificantes y/o aproximados por y/o iguales a cero. Dicho de otra forma, son sustancialmente iguales a cero y preferiblemente iguales a cero.
Preferiblemente, los coeficientes de asfericidad de las superficies ópticas anterior y/o posterior dependen de forma continua y regular de la potencia óptica de la lente intraocular. En particular, preferiblemente, todos los parámetros (el radio de curvatura, la constante cónica y los coeficientes de asfericidad) que definen las superficies ópticas anterior y/o posterior dependen de forma regular de la potencia óptica de la IOL.
Como realizaciones específicas de la invención, se proporcionan ahora ecuaciones exactas para las superficies ópticas (asféricas) anterior y posterior de una IOL de una selección de potencias ópticas predeterminadas:
• de acuerdo con una primera realización específica de la invención, una potencia óptica de la IOL es 15 D y
de acuerdo con una segunda realización específica de la invención, una potencia óptica de la IOL es 20 D y
de acuerdo con una tercera realización específica de la invención, una potencia óptica de la IOL es 25 D y
Para cada una de las potencias ópticas antes mencionadas, estos datos explícitos se consideran preferiblemente en combinación. En el marco del presente documento, cualquier dato explícito mencionado como parámetro geométrico para las superficies ópticas anterior y posterior se proporciona para la IOL en estado seco. Estos valores pueden apreciarse con respecto a una incertidumbre de como máximo el 10% en valor absoluto, más preferiblemente el 5%, dado que factores tales como el biomaterial en bruto que constituye la IOL y/o las técnicas y condiciones de fabricación pueden afectarlos. A modo de ejemplo, los radios de curvatura de estas realizaciones específicas primera, segunda y tercera pueden sustituirse respectivamente por otros valores preferidos como:
-Rant= 86.11 mm, y/o Rpost = -14.00 mm; y/o
- Rant = 22.01 mm, y/o Rpost = -15.42 mm; y/o
- Rant = 11.61 mm, y/o Rpost = -19.88 mm;
sin cambiar los valores de los otros parámetros de la ecuación.
A continuación se describe la geometría aparente de las superficies ópticas anterior y posterior. Preferiblemente, de acuerdo con realizaciones de la invención para las cuales la potencia óptica de la IOL es mayor o igual que 14 D: - un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica anterior, tomando un plano perpendicular al eje óptico como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico como eje de referencia para una evaluación de elevación:
• presenta un mínimo local en el vértice de la superficie óptica anterior,
• aumenta desde el vértice de la superficie óptica anterior hasta un borde de esta superficie;
- un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica posterior, tomando el plano perpendicular al eje óptico como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico como eje de referencia para una evaluación de elevación, presenta:
• un máximo local en el vértice de la superficie óptica posterior,
• un mínimo local periférico a una distancia positiva de un borde de la superficie óptica posterior,
• un punto de inflexión situado entre dicho máximo local y dicho mínimo local periférico,
y:
• disminuye desde el vértice de la superficie óptica posterior hasta el mínimo local periférico,
• aumenta desde el mínimo local periférico hasta un borde de esta superficie óptica posterior.
Preferiblemente, de acuerdo con realizaciones de la invención para las cuales la potencia óptica de la IOL es estrictamente mayor que 12 D y estrictamente menor que 14 D:
- un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica anterior, tomando un plano perpendicular al eje óptico como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico como eje de referencia para una evaluación de elevación, presenta:
• un máximo local en el vértice de la superficie óptica anterior,
• un mínimo local periférico a una distancia positiva de un borde de la superficie óptica anterior,
• un punto de inflexión situado entre dicho máximo local y dicho mínimo local periférico,
y:
• disminuye desde el vértice de la superficie óptica anterior hasta dicho mínimo local periférico,
• aumenta desde dicho mínimo local periférico hasta un borde de la superficie óptica anterior.
- un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica posterior, tomando el plano perpendicular al eje óptico como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico como eje de referencia para una evaluación de elevación, presenta:
• un máximo local en el vértice de la superficie óptica posterior,
• un mínimo local periférico a una distancia positiva de un borde de la superficie óptica posterior,
• un punto de inflexión situado entre dicho máximo local y dicho mínimo local periférico,
y:
• disminuye desde el vértice de la superficie óptica posterior hasta el mínimo local periférico,
• aumenta desde el mínimo local periférico hasta un borde de esta superficie óptica posterior.
En particular, en este caso, ambos mapas de elevación de las superficies ópticas anterior y posterior tienen perfiles similares.
Preferentemente, de acuerdo con realizaciones de la invención para las cuales la potencia óptica de la IOL es menor o igual que 12 D:
- un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica anterior, tomando un plano perpendicular al eje óptico como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico como eje de referencia para una evaluación de elevación:
• presenta un máximo local en el vértice de la superficie óptica anterior,
• disminuye desde el vértice de la superficie óptica anterior hasta un borde de esta superficie;
- un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica posterior, tomando el plano perpendicular al eje óptico como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico como eje de referencia para una evaluación de elevación:
• presenta un máximo local en el vértice de la superficie óptica posterior,
• disminuye desde el vértice de la superficie óptica posterior hasta un borde de esta superficie.
En particular, en este caso, ambos mapas de elevación de las superficies ópticas anterior y posterior tienen perfiles similares.
Estas propiedades geométricas de las superficies ópticas anterior y posterior descritas en los tres párrafos anteriores se deben a la asfericidad de estas superficies gobernada por la ecuación (asférica) para estas superficies, en particular para las realizaciones preferidas de la invención para las cuales los coeficientes de asfericidad de orden menor o igual que 10 de las superficies ópticas anterior y posterior son distintos de cero. Estas propiedades geométricas proporcionan a la IOL una gran calidad óptica (descrita por una gran MFT) y hacen que la EDOF sólo dependa marginalmente de la potencia óptica, la abertura y las aberraciones esféricas corneales.
De acuerdo con una realización preferida de la invención, las superficies ópticas anterior y posterior se cortan a partir de un biomaterial en bruto hidrófobo con un índice de refracción entre 1.40 y 1.65. Preferiblemente, este biomaterial en bruto está libre de “glistenings”. Los “glistenings”, también llamados microvacuolas llenas de líquido, se forman dentro de ciertos materiales de la IOL y pueden desarrollarse después de la implantación de la IOL en diversas formas, tamaños y densidades. Algunas IOL existentes en el mercado desarrollan “glistenings” después de la implantación que pueden afectar a la calidad de la visión. Preferiblemente, el biomaterial en bruto contiene un bloqueador de UV (en el rango estrictamente inferior a 400 nm) y/o un cromóforo amarillo para reducir la transmitancia de luz potencialmente fototóxica en el rango violeta-azul (entre 400 y 500 nm). Preferiblemente, el índice de refracción es igual a 1.52.
De acuerdo con una realización preferida de la invención, las superficies ópticas anterior y posterior están separadas por un cuerpo interno de un espesor central predeterminado, medido a lo largo del eje óptico, y que comprende entre 0.30 y 0.70 mm. Ventajosamente, este espesor central permite fijar hápticas flexibles en la periferia de una óptica que consiste en el cuerpo interno y las superficies ópticas anterior y posterior.
De acuerdo con una realización preferida de la invención, tanto la superficie óptica anterior como la posterior tienen un diámetro, medido perpendicularmente al eje óptico, que comprende entre 4.70 y 5.00 mm, preferiblemente entre 4.80 y 4.95 mm, más preferiblemente entre 4.85 y 4.91 mm. Este diámetro se refiere preferentemente a la denominada óptica transparente. Tiene como objetivo alrededor del valor de 5 mm durante la fabricación de la óptica (o parte óptica central) de la IOL. No obstante, como se describe más adelante en este documento, la unión entre las hápticas de la IOL y su óptica tiene que optimizarse, lo que genera una reducción potencial de la óptica transparente que es más generalmente de aproximadamente 4.85 mm después de la fabricación de la IOL. En particular, la geometría de las superficies ópticas anterior y posterior se detiene en bordes de la óptica de la IOL definidos por su unión con las hápticas, denominándose el "borde de estas superficies ópticas".
De acuerdo con una realización de la invención, una refracción óptica combinada de las superficies ópticas anterior y posterior con un modelo de córnea (anteriormente externo a la IOL) proporciona un mapa continuo y regular de potencia óptica que comprende un máximo global central (potencia dióptrica) (que puede estar asociado a visión de distancias más cercanas, por ejemplo, distancia intermedia) a lo largo del eje óptico rodeado por una región central extendida de menor potencia óptica (para visión a distancias más alejadas, por ejemplo, distancias lejanas). El término "inferior" debe interpretarse con respecto al máximo global central (potencia máxima). El "modelo de córnea" es, por ejemplo, un "modelo de córnea promedio", es decir, un modelo de córnea que proporciona una aberración esférica corneal de 0.28 μm (± 0.2 μm) a una abertura de 5.15 mm, en el plano de la IOL, y para un ojo humano promedio. Este modelo de córnea promedio es completamente estándar y muy conocido por un experto. Se denota mediante ISO2. Preferiblemente, la región central está "extendida" en el sentido de que está extendida sobre aproximadamente la mitad de un diámetro de las superficies ópticas anterior y posterior. Preferiblemente, esta región central está rodeada por un primer anillo de puntos del mapa que son puntos de inflexión o mínimos locales de potencia óptica. Opcionalmente, el mapa comprende además un segundo anillo de puntos que son máximos locales de potencia óptica, rodeando dicho segundo anillo a dicho primer anillo. Este mapa regular se muestra en las figuras 10A-B, presentadas más adelante en este documento. Naturalmente, esto da como resultado una EDOF proporcionada por la IOL. Es ventajoso señalar que el mapa de potencia óptica es regular. En particular, la IOL proporciona al paciente una alta calidad óptica para diferentes distancias simultáneamente, sin cambios bruscos de potencia óptica a lo largo de la óptica susceptibles de provocar efectos secundarios tales como luz dispersa, halos o deslumbramiento.
De acuerdo con una realización muy preferida de la invención, la lente intraocular de acuerdo con la invención comprende:
- una parte óptica (u óptica) central de la cual:
• una superficie anterior es la superficie óptica anterior, y
• una superficie posterior es la superficie óptica posterior;
- una pluralidad de hápticas flexibles conectadas a la parte óptica central, y configuradas para estabilizar la lente intraocular en una bolsa capsular de un ojo afáquico.
El término "central" se refiere a la extensión de la óptica alrededor de y/o centrada en el eje óptico. El término "central" preferiblemente no se refiere a una parte de la óptica de la IOL y preferiblemente consiste en toda la parte óptica de la óptica de la IOL. Preferiblemente, la primera superficie es la superficie óptica anterior.
Preferiblemente, la IOL consta de cuatro hápticas flexibles cerradas, formando cada una de ellas un bucle basado en la parte óptica central. Preferiblemente, un espesor de una háptica medido a lo largo del eje óptico está comprendido entre 0.20 y 0.50 mm, más preferiblemente, es igual a 0.34 mm. Preferiblemente, las hápticas están hechas del mismo biomaterial en bruto hidrófobo que la parte óptica central. Preferiblemente, las hápticas se cortan mediante una fresadora. Preferiblemente, la pluralidad de hápticas flexibles consta de cuatro hápticas flexibles cerradas, formando cada una de ellas un bucle basado en la parte óptica central. Estas cuatro hápticas flexibles cerradas están dispuestas preferiblemente de forma simétrica alrededor de la parte óptica central, a lo largo de las diagonales de un rectángulo, proporcionan cuatro puntos de contacto, permitiendo un ángulo de contacto maximizado entre las hápticas y los tejidos oculares circundantes cuando la IOL está en un uso normal en un ojo afáquico. Como consecuencia, es ventajosamente posible una compensación controlada de las variaciones de tamaño de la bolsa capsular mediante deformación radial de las hápticas.
Preferiblemente, una distancia, medida a lo largo del eje óptico, entre una punta (anterior) de una háptica flexible y un plano óptico principal (o mediano) de la parte óptica central depende de forma continua y regular de la potencia óptica de la lente intraocular. Es ventajoso e importante tener en cuenta esta distancia y calcularla en función de la potencia óptica de la IOL. De hecho, como se analizó anteriormente, la geometría asférica de las superficies ópticas anterior y posterior varía de forma regular dependiendo de la potencia óptica de la IOL. Esto implica que el plano óptico principal no es constante y cambia de posición en función de la potencia óptica de la IOL. Entonces es de gran importancia adaptar también la conexión entre las hápticas y la parte óptica central en posición paralela al eje óptico (creando entonces un desplazamiento) y en ángulo entre el plano óptico principal y una parte proximal de las hápticas en su conexión con la parte óptica central. Esto es tan importante como adaptar correctamente las patillas de las gafas a un cuerpo. Ventajosamente, la presente invención propone tener esto en cuenta a través de la distancia antes mencionada. Además, la geometría de las hápticas y la distancia también se eligen preferiblemente para garantizar la estabilidad de la IOL paralela al eje óptico cuando se implanta en una bolsa capsular de un ojo afáquico. Preferiblemente, está limitada por 0.45 mm y aumenta de forma continua para potencias ópticas crecientes. Esta distancia en función de la potencia óptica de la IOL se comenta adicionalmente en la descripción detallada, a la vista de las figuras 12A-B, presentadas más adelante en este documento.
Dicho de otra forma, de acuerdo con una realización preferida de dicha realización muy preferida de la invención, una distancia, medida a lo largo del eje óptico, entre una punta (anterior) de una háptica flexible y un plano óptico principal (o mediano) de la parte óptica central corresponde a una imagen de una potencia óptica de la lente intraocular mediante una función regular continua, que aumenta continuamente para potencias ópticas crecientes, y limitada por 0.45 mm, de tal manera que dicho plano óptico principal es (longitudinalmente) estable paralelo al eje óptico cuando la lente intraocular se implanta en la bolsa capsular del ojo afáquico. Esta distancia y las ventajas relacionadas son completamente parte de la invención. En particular, la presente invención también proporciona una lente intraocular (IOL) que comprende:
- una parte óptica (u óptica) central que comprende:
• una superficie óptica anterior asférica, y
• una superficie óptica posterior asférica;
- una pluralidad de hápticas flexibles conectadas a la parte óptica central;
donde una distancia, medida a lo largo del eje óptico, entre una punta de háptica flexible y un plano óptico principal de la parte óptica central depende de forma continua y regular de la potencia óptica de la IOL. Cualquiera de las realizaciones y/o ventajas de la IOL del párrafo [0008] descritas anteriormente se puede extender a esta otra IOL de acuerdo con la invención.
De acuerdo con una realización preferida de la presente invención, la IOL tiene una forma invariable bajo una rotación de 180° alrededor del eje óptico. Entonces es más fácil insertar y manipular la IOL en un ojo ya que su forma y, en particular, la forma de las hápticas, sigue naturalmente el posible ajuste de posición en rotación en el momento de la cirugía.
La presente invención también proporciona un método de fabricación de una lente intraocular de acuerdo con la invención que comprende los pasos de:
(a) modelar una óptica que tiene un patrón de perfil de superficies ópticas asféricas;
(b) calcular una distribución de eficiencia de refracción para luz que se propaga a través de la óptica modelada; (c) seleccionar parámetros de perfil de las superficies ópticas asféricas de acuerdo con la distribución de eficiencia de refracción calculada, para lograr las eficiencias de refracción deseadas; y
(d) conformar la óptica modelada con los parámetros seleccionados a partir de un biomaterial en bruto.
El método de fabricación de acuerdo con la invención proporciona fácilmente a las IOL parámetros optimizados para una visión de calidad mejorada a distancias lejanas e intermedias. Preferiblemente, los parámetros de perfil de las superficies ópticas asféricas seleccionados en el paso (c) dependen de forma continua y regular de la potencia óptica de la lente intraocular. Para cada superficie, estos parámetros comprenden preferiblemente (más preferiblemente consisten en) el radio de curvatura y la constante cónica evaluada en el vértice de la superficie, y el coeficiente de asfericidad. Las realizaciones y ventajas de la IOL de acuerdo con la invención se transponen mutatis mutandis al método de acuerdo con la invención. En particular, preferentemente, el paso (c) se realiza en vista de una tabla de parámetros que comprende parámetros de perfil de las superficies asféricas optimizados para cada potencia óptica de IOL deseada asociada con las eficiencias de refracción deseadas, determinándose esos parámetros muy fácilmente en vista de las relaciones predeterminadas<k>st(Rst) yKnd(Rnd).Preferiblemente y específicamente, una constante cónica<k>stde una (la) primera superficie entre estas superficies ópticas asféricas, evaluada en su vértice, se selecciona en el paso (c) en función de un radio de curvaturaRstde la primera superficie evaluado en este vértice por la relación
donde erf denota una función de error de Gauss, y dondea, b, c, A, B, C, Dson números reales constantes; y una constante cónica Knd de una (la) segunda superficie entre estas superficies ópticas asféricas, evaluada en su vértice, se selecciona en el paso (c) en función de un radio de curvaturaRndde la segunda superficie evaluada en este vértice por la relación
dondef, g, hson números reales constantes. Todas las realizaciones y ventajas de la IOL de acuerdo con la invención en relación con estas relaciones y/o los números reales constantesa, b, c, A, B, C, D, f, g, haplican mutatis mutandis a esta realización preferida del método de fabricación de acuerdo con la invención. Como otra realización preferida independiente de este método de fabricación para una IOL como se describe en el párrafo [0053], este método comprende el paso de seleccionar una distancia, medida a lo largo del eje óptico, entre una punta de háptica flexible y un plano óptico principal de la parte óptica central, en función de una potencia óptica de la lente intraocular como imagen de esta última mediante una función continua y regular, que aumenta de forma continua para potencias ópticas crecientes, y está limitada por 0.45 mm, para lograr una estabilidad longitudinal deseada del plano óptico principal paralelo al eje óptico cuando la lente intraocular se implanta en una bolsa capsular de un ojo afáquico.
Breve descripción de las figuras
Otras características y ventajas de la presente invención se pondrán de manifiesto con la lectura de la siguiente descripción detallada, para cuya comprensión se hace referencia a las figuras adjuntas, en las cuales:
- la figura 1 ilustra una representación plana simplificada de una superficie anterior de una IOL de acuerdo con una realización preferida de la invención;
- la figura 2 ilustra una comparación simplificada del enfoque de luz por una lente monofocal con el enfoque de luz por la IOL de acuerdo con la invención;
- las figuras 3A-D ilustran vistas seccionales de las superficies ópticas anterior y posterior de una IOL de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención;
- la figura 4 ilustra una vista esquemática de una superficie asférica;
- la figura 5A ilustra una representación gráfica de la constante cónica de la primera superficie de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención, definida en función de su radio de curvatura cuando este último es positivo;
- la figura 5B ilustra una representación gráfica de la constante cónica de la primera superficie de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención, definida en función de su radio de curvatura cuando este último es negativo;
- la figura 5C ilustra una representación gráfica de la constante cónica de la segunda superficie de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención, definida en función de su radio de curvatura;
- las figuras 6A-C ilustran representaciones gráficas tanto experimentales (en banco óptico) como interpoladas de la EDOF, la aberración esférica y la MTF de IOL de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención, en función de su potencia óptica nominal;
- la figura 7 ilustra representaciones gráficas de la EDOF de una IOL de potencia dióptrica media de acuerdo con una realización preferida de la invención, en conjunto con una abertura, para tres modelos diferentes de aberraciones esféricas corneales;
- la figura 8 ilustra representaciones gráficas de la MTF de una IOL de potencia dióptrica media de acuerdo con una realización preferida de la invención, en función de una abertura, para tres modelos diferentes de aberraciones esféricas corneales;
- cada una de las figuras 9A-C ilustra representaciones gráficas de aberraciones esféricas (de cuarto orden) en función de una abertura, para un modelo de córnea, para una IOL de acuerdo con una realización preferida de la invención, y para la combinación de estas dos;
- las figuras 10A-B ilustran mapas de potencia óptica obtenidos mediante refracción óptica combinada de las superficies ópticas anterior y posterior de acuerdo con realizaciones de la invención con un modelo de córnea;
- las figuras 11A-C ilustran representaciones seccionales simplificadas de IOL de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención;
- la figura 12A ilustra una conexión entre una háptica y la parte óptica central de una IOL de acuerdo con una realización de la invención;
- la figura 12B ilustra una representación gráfica de la distancia medida a lo largo del eje óptico, entre una punta de háptica flexible y un plano óptico principal de una parte óptica central de la IOL de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención, en función de la potencia óptica de la IOL;
- la figura 13 ilustra representaciones gráficas de mediciones en un banco óptico de una MTF de enfoque directo tanto de una IOL de acuerdo con una realización preferida de la invención como de una IOL monofocal estándar.
Los dibujos de las figuras no están a escala. Generalmente, elementos similares se designan mediante referencias similares en las figuras. En el marco del presente documento, elementos idénticos o análogos pueden tener las mismas referencias. Además, la presencia de números de referencia en los dibujos no se puede considerar limitativa, incluso cuando estos números estén indicados en las reivindicaciones.
Sin embargo, se considera que las figuras 5A-C, 6A-C, 7, 8 y 9A-C que ilustran representaciones gráficas reproducen fielmente datos de mediciones y/o curvas de interpolación (o aproximación) de tal manera que estas figuras describen cada valor o intervalos de valores derivables de estas representaciones gráficas.
Descripción detallada de realizaciones específicas de la invención
Esta parte presenta una descripción detallada de realizaciones preferidas específicas de la invención. Éstas se describen con referencia a las figuras, pero la invención no está limitada por estas referencias. En particular, los dibujos o figuras descritos más adelante son sólo esquemáticos y no son limitativos en modo alguno. La presente descripción detallada sólo se referirá a la realización preferida de la invención para la cual las superficies primera y segunda son respectivamente las superficies ópticas anterior y posterior. Entonces, para facilitar la lectura, los índicesstyndse sustituyen respectivamente por los índicesantypost.Además, en la descripción detallada y en las figuras se utiliza el número de referencia 2 (respectivamente 3) para designar la superficie óptica anterior (respectivamente posterior) (que corresponde entonces a la primera (respectivamente segunda) superficie).
Como se ilustra en las siguientes figuras, la presente invención proporciona una lente intraocular (IOL) 1 refractiva con profundidad de foco extendida (EDOF) que comprende una única superficie óptica anterior 2 asférica y una única superficie óptica posterior 3 asférica que se extienden radialmente hacia afuera con relación a un eje óptico Z, y de forma rotacionalmente simétrica alrededor de este eje óptico Z. Este eje óptico Z está dirigido desde la superficie óptica anterior 2 hacia la superficie óptica posterior 3, o, dicho de otra forma, desde una superficie anterior global de la IOL 1 hacia una superficie posterior global de la IOL 1. Los números de referencia 21 y 31 denotan los vértices de las superficies ópticas 2 y 3 respectivamente.
Cada una de las superficies ópticas 2 y 3 está definida por una única ecuación de la forma
como se describe en la descripción de la invención. Para una superficie asférica arbitraria (por ejemplo, la superficie óptica anterior 2 o posterior 3) denotada más generalmente por S, que comprende un vértice denotado más generalmente por V, la figura 4 ilustra cómo se define dicha superficie asférica a partir de una ecuación de esta forma. Esta figura ilustra un círculo osculador de una sección de la superficie S (que define entonces una curva) que comprende el eje óptico Z, en el vértice V. En particular, este círculo se aproxima a la sección de la superficie S alrededor del vértice V. El centro de curvatura C de este círculo se encuentra situado en el eje óptico Z. Este círculo tiene un radio correspondiente al denominado radio de curvatura R de la sección de la superficie S evaluada en el vértice V. En la realización ilustrada en la figura 4, el signo convencional para este radio de curvatura R es positivo dado que la componente, medida a lo largo del eje óptico Z, del (vector) desplazamiento desde el vértice V hasta el centro de curvatura C es positiva. De hecho, este (vector) desplazamiento está dirigido en la misma dirección y sentido que el eje óptico Z. Un experto sabe que una constante cónicakde la sección de la superficie S, evaluada en el vértice V, definió una desviación global (por ejemplo, un perfil hiperbólico, parabólico o elíptico) de la sección de la superficie S con respecto al círculo osculador. Estas nociones de radio de curvatura R y constante cónicakse extienden directamente a la superficie S cuando se evalúan en el vértice V, dado que una superficie asférica es rotacionalmente simétrica alrededor del eje óptico Z, al menos localmente cerca del vértice V. En particular, el radio de curvatura R corresponde entonces a un radio de una esfera osculadora evaluado en el vértice V. Para cada i > 2, 02 es un coeficiente real (llamado coeficiente de asfericidad) de orden 2i de la superficie S. Estos coeficientes corresponden sustancialmente a variaciones (laterales) con respecto a la superficie definida a partir del radio de curvatura R y la constante cónica<k>. Dependiendo de todos estos parámetrosR, k,a4, a6, as, ... la ecuación define la superficie S expresando un dato z(r) en función de una variable radial r, ambos ilustrados en la figura 4. El dato z(r) corresponde a la componente, medida a lo largo del eje óptico Z, de un (vector) desplazamiento desde el vértice V hasta cualquier punto de la superficie en un radio r desde el eje óptico Z. De manera equivalente, el dato z(r) corresponde a la componente Z de un vector VP donde P es cualquier punto de la superficie S en un radio r desde el eje óptico Z. Considerando coordenadas locales polares (r, z) en la superficie S, también de manera equivalente, el dato z(r) corresponde a la coordenada a lo largo del eje óptico Z de un punto de la superficie S cuya coordenada radial es r (contada desde el vértice V). El vértice V corresponde generalmente al punto (r = 0; z(r) = 0). En la realización mostrada en la figura 4, el dato z(r) es positivo porque este (vector) desplazamiento está dirigido en la misma dirección y sentido que el eje óptico Z. En este caso, la superficie S es anteriormente convexa (y posteriormente cóncava). La figura 4 se describió como una ilustración muy general de la ecuación antes mencionada para superficies asféricas. Esto no es limitativo para la forma exacta de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 reivindicadas, su concavidad o convexidad, el signo de su radio de curvaturaRantyRpost,o el signo de su dato z(r).
Como se ilustra en la figura 1, la IOL 1 de acuerdo con la invención comprende una parte óptica (u óptica) central 4 cuya superficie anterior consiste en la superficie óptica anterior 2, y cuya superficie posterior consiste en la superficie óptica posterior 3. La IOL 1 también comprende cuatro hápticas 5 flexibles cerradas (en forma de oreja de ratón), formando cada una de ellas un bucle basado en y conectado a la parte óptica central 4. Como se explica en la descripción de la invención, estas hápticas 5 están diseñadas específicamente para estabilizar la IOL 1 en una bolsa capsular de un ojo afáquico cuando la IOL 1 está en un estado implantado. Una extensión circular 52 de las hápticas 5 se extiende alrededor de la parte óptica central 4 para fijar esta última. Un diámetro d de la parte óptica central 4, medido perpendicularmente al eje óptico Z, está comprendido entre 4.70 y 5.00 mm, preferiblemente es 4.85 mm. Un diámetro d’ de la parte óptica central 4 rodeada por la extensión 52, medido perpendicularmente al eje óptico Z, está comprendido entre 5.65 y 6.10 mm. Preferiblemente, el diámetro d’ está comprendido entre 5.90 y 6.10 mm, más preferiblemente es 6.00 mm, si la potencia óptica de la IOL 1 es estrictamente menor que 25 D. Preferiblemente, el diámetro d’ está comprendido entre 5.65 y 5.85 mm, más preferiblemente es 5.75 mm, si la potencia óptica de la IOL 1 es mayor o igual que 25 D. Un diámetro d” de la IOL 1 (que comprende entonces la parte óptica central 4, la extensión 52 y las hápticas 5), medido perpendicularmente al eje óptico Z, está comprendido entre 10.55 y 11.20 mm. Preferiblemente, el diámetro d” está comprendido entre 10.80 y 11.20 mm, más preferiblemente es 11.00 mm, si la potencia óptica de la IOL 1 es estrictamente menor que 25 D. Preferiblemente, el diámetro d’’ está comprendido entre 10.55 y 10.95 mm, más preferiblemente es 10.75 mm, si la potencia óptica de la IOL 1 es mayor o igual que 25 D. Ventajosamente, el diseño de las hápticas 5 se adapta en función de la potencia óptica de la IOL. La flexibilidad de las hápticas 5 deducida de su pequeño espesor (entre 0.30 y 0.40 mm, medido a lo largo del eje óptico Z) y su posición alrededor de la parte óptica central 4 como se ilustra en la figura 1 les permite deformarse radialmente para compensar las variaciones en el tamaño de la bolsa capsular cuando la IOL 1 está en un estado implantado.
La ventajosa geometría asférica de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 de la IOL 1 de acuerdo con la invención proporciona una EDOF. Como se ilustra en la figura 2, la IOL 1 enfoca la luz en un punto focal “extendido”, mientras que una IOL monofocal 1 ’ estándar enfoca la luz en un único punto focal FP. La IOL monofocal 1 ’ proporciona una visión de calidad para distancias lejanas seleccionadas alrededor del punto focal FP, pero no para distancias cercanas ni intermedias alejadas de este punto focal FP. La IOL 1 de acuerdo con la invención permite ventajosamente una extensión (asimétrica) de este punto focal FP hacia distancias más cercanas para crear una EDOF que proporcione una visión de calidad globalmente mejor para una amplia gama de distancias intermedias y lejanas.
Para obtener esta EDOF, la IOL 1 de acuerdo con la invención comprende unas superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 que son ambas asféricas. Las figuras 3A-D ilustran perfiles seccionales (que comprenden el eje óptico Z) de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 para cuatro potencias ópticas diferentes: 10 D (en la figura 3A), 15 D (en la figura 3B), 20 D (en la figura 3C) y 35 D (en la figura 3D). Para cada una de estas figuras, los ejes 81 y 82 definen un sistema de coordenadas cartesianas para definir la posición de puntos de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 en un plano en el que se ilustran los perfiles seccionales. Cada uno de los ejes 81 y 82 está graduado en mm. El eje 81 permite medir posiciones a lo largo del eje óptico Z. El eje 82 permite medir posiciones perpendicularmente al eje óptico Z. Los ejes 81 y 82 se cortan en el vértice 21 de la superficie anterior 2. Como el diámetro d de la parte óptica central 4, medido perpendicularmente al eje óptico Z, está comprendido entre 4.70 y 5.00 mm, parece que los perfiles seccionales ilustrados en las figuras 3A-D están más gastados que las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 realmente diseñadas al final y cortadas para la IOL 1.
Las superficies ópticas 2, 3 deducidas de la figura 3A definen un perfil de IOL cóncavo-convexo. La superficie óptica anterior 2 es anteriormente cóncava, mientras que la superficie óptica posterior 3 es posteriormente convexa. En particular, los radios de curvaturaRantyRpostde las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 evaluados en sus respectivos vértices 21 y 31 son negativos, y las constantes cónicas Kant yKpostde las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 evaluadas en sus respectivos vértices 21 y 31 son positivas. Un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial en cualquiera de las superficies ópticas anterior 2 o posterior 3, tomando un plano perpendicular al eje óptico Z como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico Z como eje de referencia para una evaluación de elevación:
• presenta un máximo local en su vértice 21 o 31,
• disminuye desde su vértice 21 o 31 hasta un borde (en el límite de la superficie óptica 2 o 3 finalmente cortada, cuyas dimensiones están asociadas con el diámetro d) de la superficie óptica 2 o 3.
Las superficies ópticas 2, 3 deducidas de las figuras 3B-D definen un perfil de IOL biconvexo. La superficie óptica anterior 2 es anteriormente convexa mientras que la superficie óptica posterior 3 es posteriormente convexa. El radio de curvaturaRantde la superficie óptica anterior 2 evaluado en su vértice 21 es positivo, el radio de curvaturaRpostde la superficie óptica posterior 3 evaluado en su vértice 31 es negativo, la constante cónica Kantde la superficie óptica anterior 2 evaluada en su vértice 21 es negativa, y la constante cónicaKpostde la superficie óptica posterior 3 evaluada en su vértice 31 es positiva. Un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica anterior 2, tomando un plano perpendicular al eje óptico Z como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico Z como eje de referencia para una evaluación de elevación:
• presenta un mínimo local en su vértice 21,
• aumenta desde su vértice 21 hasta un borde (en el límite de la superficie óptica anterior 2 finalmente cortada, cuyas dimensiones están asociadas con el diámetro d) de la superficie óptica anterior 2.
Un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la superficie óptica posterior 3, tomando el plano perpendicular al eje óptico Z como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico Z como eje de referencia para una evaluación de elevación, presenta:
• un máximo local en su vértice 31,
• un mínimo local periférico 32 a una distancia positiva de un borde (en el límite de la superficie óptica posterior 3 finalmente cortada, cuyas dimensiones están asociadas con el diámetro d) de la superficie óptica posterior 3,
• un punto de inflexión 33 situado entre el máximo local y el mínimo local periférico 32,
y:
• disminuye desde su vértice 31 hasta el mínimo local periférico 32,
• aumenta desde el mínimo local periférico 32 hasta un borde de la superficie óptica posterior 3.
Dado que el mapa de elevación se evalúa en una coordenada radial sobre la superficie óptica posterior 3, su lectura en los puntos de toda la superficie óptica posterior 3 (y no en una coordenada radial) define un anillo de este mínimo local periférico 32 y un anillo de puntos de inflexión 33 aproximadamente en el diámetro óptico medio. Dichos puntos de inflexión 33 corresponden a puntos de inversión de curvatura en los que la superficie óptica posterior 3 (como se ilustra en las figuras 3B-D) cambia de cóncava a convexa o de convexa a cóncava. Más específicamente, la superficie óptica posterior 3 es posteriormente convexa alrededor del vértice 31 y posteriormente cóncava alrededor del anillo del mínimo local periférico 32.
Aunque las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 presentan claramente variación de curvatura, hay que señalar que tanto la superficie óptica anterior 2 como la posterior 3 son suaves, continuas y regulares. No presentan ningún punto de ruptura ni limitación zonal abrupta.
La IOL 1 de acuerdo con la invención tiene una potencia óptica que depende del índice de refracción asociado a un material que constituye las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3, y de la geometría de estas superficies 2 y 3. Esta última está determinada (al menos alrededor de sus vértices 21 y 31) por los radios de curvaturaRantyRposty por las constantes cónicas Kant y kpos.De acuerdo con realizaciones preferidas de la invención,Rant> 0 si y sólo si la potencia óptica es mayor o igual que 14 D, yRpost< 0 para toda la potencia óptica de la IOL. El radio de curvaturaRantdepende de forma continua y regular de la potencia óptica en cada uno de los intervalos ]0 D, 13.5 D] y [14 D, 40 D[. El radio de curvaturaRpostdepende de forma continua y regular de la potencia óptica. La invención proporciona de manera muy ventajosa nuevas relaciones suaves, continuas y regulares para expresar las constantes cónicas KantyKposten función de los radios de curvaturaRantyRpost.Estas se ilustran mediante representaciones gráficas en las figuras 5A-C. Para cada una de estas figuras, los ejes 83 y 84 definen un sistema de coordenadas cartesianas que corresponde respectivamente a un radio de curvatura medido en mm y a una constante cónica. La figura 5A representa representaciones gráficas de una funciónKan(Rant)que definen la constante cónica Kant en función del radio de curvaturaRantpara la superficie óptica anterior 2 de una IOL 1 cuya potencia óptica es mayor o igual que 14 D. La figura 5B representa representaciones gráficas de una función kant(Rant) que definen la constante cónica Kant en función del radio de curvaturaRantpara la superficie óptica anterior 2 de una IOL 1 cuya potencia óptica es estrictamente menor que 14 D. La figura 5C representa representaciones gráficas de una función<k>post(Rpost)que definen la constante cónicaKposten función del radio de curvaturaRpostpara la superficie óptica posterior 3 de una IOL 1. Cada una de estas figuras 5A-C representa una colección (o gráfica) de puntos correspondientes a valores medidos de constantes cónicas en función de los radios de curvatura, y la gráfica de una muy buena función de interpolación y/o aproximación de esta colección de puntos.
La gráfica de la figura 5A representa la función
que corresponde casi perfectamente a los puntos trazados como se puede ver en las representaciones gráficas. Esta función es completamente nueva y muy específica en el campo técnico de la invención. Define una sigmoide continua y regular que se puede utilizar para definir cualquier constante cónica apropiada Kant en función del radio de curvaturaRantpara una superficie óptica anterior 2 de una IOL 1 cuya potencia óptica es mayor o igual que 14 D.
La gráfica de la figura 5B repre senta la función
que corresponde a una interpolación perfecta (con coeficiente de correlación igual a 1) de los puntos trazados como se puede ver en las representaciones gráficas. Esta función es completamente nueva y muy específica en el campo técnico de la invención. Define un polinomio continuo y regular que se puede utilizar para definir cualquier constante cónica apropiada Kant en función del radio de curvaturaRantpara una superficie óptica anterior 2 de una IOL 1 cuya potencia óptica es estrictamente menor que 14 D.
La gráfica de la figura 5C representa la función.
que corresponde a una interpolación casi perfecta (con coeficiente de correlación igual a 0.99) de los puntos trazados representados (por ejemplo) para una potencia óptica entre 10 D y 27,5 D, como se puede ver en las representaciones gráficas. Esta función es completamente nueva y muy específica en el campo técnico de la invención. Define un polinomio continuo y regular que se puede utilizar para definir cualquier constante cónica apropiadaKposten función del radio de curvaturaRpostpara una superficie óptica posterior 3 de una IOL 1.
Ejemplos de funciones sigmoideas o polinomiales similares no definidas en la reivindicación 1 se presentan aquí explícitamente o en forma de intervalos apropiados en los que los coeficientes numéricos (A, B, C, D, a, b, c, f, gyhcomo se denotan en el presente documento) de estas funciones varían. Además, se pueden utilizar otras funciones polinómicas de grados distintos de dos. Por ejemplo, la funciónKam(Rani)representada en la figura 5B podría sustituirse por
que proporciona otra muy buena interpolación de los puntos trazados en la figura 5B. Sin embargo, por razones de cálculo es preferible el uso de polinomios de orden dos. La funciónKam(Rani)representada en la figura 5B para una superficie óptica anterior 2 de una IOL 1 cuya potencia óptica es estrictamente menor que 14 D, también puede considerarse en forma de un polinomio muy simple de orden 1:
reduciendo la constante cónica para la superficie óptica anterior de la IOL 1 con potencia óptica de 13.5 D, en comparación con las ecuaciones anteriores, lo que puede facilitar el proceso de fabricación de la<i>O<l>1. Dicha ecuación interpola muy bien el par de valores de radios de curvatura y constantes cónicas para las superficies ópticas anteriores de la IOL1 con potencias ópticas pequeñas (es decir, menores o iguales que 13.5 D), y es muy fácil de usar por razones de cálculo.
La figura 6A ilustra una representación gráfica de una colección de puntos dotados de barras de error que corresponden a mediciones experimentales en banco óptico de la EDOF de la IOL 1, leídas en el eje 86 y medidas en dioptrías (D), en función de la potencia óptica de la IOL, leída en el eje 85 y medida en dioptrías (D). La EDOF se define como la adición de potencia en dioptrías desde un pico máximo de MTF hasta un valor de MTF de 0.17 a 50 Lp/mm. Las mediciones se realizan para una abertura de 3 mm con un modelo de córnea que proporciona una aberración esférica de 0 μm (ISO1). Esta representación gráfica se interpola mediante una curva polinómica con ecuación
donde x es la potencia óptica de la IOL. Como puede verse en la figura 6A, la invención proporciona una IOL 1 cuya EDOF depende de forma muy limitada de la potencia óptica de la IOL.
La figura 6B ilustra una representación gráfica de una colección de puntos dotados de barras de error que corresponden a mediciones experimentales en banco óptico de una aberración esférica longitudinal (LSA) de cuarto orden de la IOL 1, leídas en el eje 87 y medidas en micras (μm), en función de la potencia óptica de la IOL, leída en el eje 85 y medida en dioptrías (D). La SA se mide a 50 Lp/mm y 4 mm de abertura. Esta representación gráfica se interpola mediante una curva polinómica con ecuación
donde x es la potencia óptica de la IOL. Como puede verse en la figura 6B, la invención proporciona una IOL 1 cuya SA depende de forma muy limitada de la potencia óptica de la IOL. Se encuentra una ligera disminución de la SA con la disminución de la potencia óptica. De hecho, las IOL de menor potencia son en realidad más planas y más difíciles de convertir en asféricas. Los valores de EDOF y los valores de SA siguen la misma tendencia, estando estos fuertemente correlacionados.
La figura 6C ilustra una representación gráfica de una colección de puntos dotados de barras de error que corresponden a mediciones experimentales en banco óptico de la MTF de la IOL 1, leídas en el eje 88 y evaluadas a 50 cy/mm, en función de la potencia óptica de la IOL, leída en el eje 85 y medida en dioptrías (D). La MTF se mide a 50 Lp/mm y 3 mm de abertura, en presencia de un modelo de córnea que proporciona una aberración esférica de 0.28 μm (ISO2). Esta representación gráfica puede interpolarse (bastante débilmente) mediante una curva polinómica con ecuación
dónde x es la potencia óptica de la IOL. Como puede verse en la figura 6C, la invención proporciona una IOL 1 cuya MTF depende de forma muy limitada de la potencia óptica de la IOL.
La figura 7 ilustra tres representaciones gráficas de mediciones experimentales promedio en banco óptico de la EDOF de IOL 1 de acuerdo con la invención, leídas en el eje 86 y medidas en dioptrías (D), en función de una abertura (que es aquí el diámetro de la pupila), leída en el eje 89 y medida en milímetros (mm). La EDOF se define como la adición de potencia en dioptrías desde un pico máximo de MTF hasta un valor de MTF de 0.17 a 50 Lp/mm. El promedio se calcula para mediciones en una IOL 1 de cada una de las potencias ópticas 10 D, 15 D, 20 D, 25 D, 30 D y 35 D. Las tres representaciones gráficas corresponden al uso de tres modelos de córnea diferentes que proporcionan tres aberraciones esféricas corneales diferentes:
- un modelo de córnea que proporciona una aberración esférica corneal de 0.00 gm (correspondiente al número de referencia 71 o ISOl),
- un modelo de córnea que proporciona una aberración esférica corneal de 0.13 gm (± 0.2 gm) (en una abertura de 5.15 mm y un plano de IOL) (correspondiente al número de referencia 72),
- un modelo de córnea que proporciona una aberración esférica corneal de 0.28 gm (± 0.2 gm) (en una abertura de 5.15 mm y un plano de IOL) (correspondiente al número de referencia 73 o ISO2).
Estas representaciones gráficas muestran claramente que la EDOF de la IOL 1 depende de forma limitada de la abertura y de las aberraciones esféricas corneales. Además, para las IOL monofocales clásicas conocidas en la técnica anterior, tras la dilatación de la pupila, el ensanchamiento de un efecto de agujero estenopeico (efectopinhole)disminuye rápidamente, al igual que la EDOF resultante. Esta tendencia es fundamentalmente diferente para la IOL 1 de acuerdo con la invención, ya que la EDOF se mantiene relativamente alta a pesar de un aumento del diámetro de la pupila, y esto para cualquiera de los tres modelos de córnea antes mencionados.
La figura 8 ilustra tres representaciones gráficas de mediciones experimentales promedio en banco óptico de la MTF de las IOL 1 de acuerdo con la invención, leídas en el eje 88, en función de una abertura (que es aquí el diámetro de la pupila), leída en el eje 89 y medida en milímetros (mm). La MTF se mide a 50 Lp/mm. El promedio se calcula para mediciones en una IOL 1 de cada una de las potencias ópticas 10 D, 15 D, 20 D, 25 D, 30 D y 35 D. Las tres representaciones gráficas corresponden al uso de los tres modelos de córnea diferentes antes mencionados (correspondientes a los números de referencia 71,72 y 73). Estas representaciones gráficas muestran que la MTF de la IOL 1 depende de forma limitada de la abertura y de las aberraciones esféricas corneales.
La Figura 13 ilustra representaciones gráficas de curvas de MTF de enfoque directo de dos IOL (correspondientes respectivamente a las curvas 7A y 7B), leídas en el eje 88, en función de las potencias ópticas de las IOL, leídas en el eje 85 y medidas en dioptrías (D), en un rango medio de potencia óptica (lejana) (alrededor de 20 D). La MTF se mide en un banco óptico equipado con un modelo de córnea que proporciona una aberración esférica de 0.00 gm (ISO1), a 50 Lp/mm y una abertura de 3 mm. Estas curvas 7A y 7B corresponden a las mediciones de MTF para una IOL monofocal estándar y para la IOL 1 respectivamente. El foco alargado de la IOL 1 de acuerdo con la invención es visible en la figura 13. En el caso de la IOL 1 de acuerdo con la invención se muestra claramente un pico de MTF asimétrico con un foco alargado hacia potencias más altas (distancias más cercanas), mientras que el pico de MTF de la lente monofocal estándar es básicamente simétrico con respecto a la potencia de mejor enfoque, asignándose este enfoque a distancias lejanas. Estas diferencias, como se evidencia en el banco óptico, explicarían una EDOF superior y una mejor agudeza visual clínica a la distancia intermedia de la IOL 1 de acuerdo con la invención.
Cada una de las figuras 9A-C ilustra representaciones gráficas de mediciones experimentales en banco óptico de la aberración esférica de cuarto orden (denotada de aquí en adelante mediante SA), leídas en el eje 90 y medidas en micrómetros (gm), en función de una abertura (que es el diámetro de la pupila), leída en el eje 89 y medida en milímetros (mm). Para cada una de estas figuras, la SA se mide a 50 Lp/mm y para:
- uno de los tres modelos de córnea antes mencionados considerado en solitario (correspondiente al número de referencia 74)
- una IOL 1 de acuerdo con la invención considerada en solitario (correspondiente al número de referencia 75)
- dicho modelo de córnea específico combinado con dicha IOL 1 (correspondiente al número de referencia 76)
Los modelos de córnea considerados en la figura 9A, 9B y 9C son respectivamente:
- el modelo de córnea que proporciona una aberración esférica corneal de 0.28 gm (± 0.2 gm) (en una abertura de 5.15 mm y un plano de IOL),
- el modelo de córnea que proporciona una aberración esférica corneal de 0.13 gm (± 0.2 gm) (en una abertura de 5.15 mm y un plano de IOL), y
- el modelo de córnea que proporciona una aberración esférica corneal de 0.00 gm.
Con respecto a las IOL monofocales clásicas conocidas, la IOL 1 se diferencia por la cantidad de SA que proporciona por sí sola. La SA de la IOL 1 es negativa y disminuye rápidamente con la abertura. La SA es mucho más negativa para la IOL 1 en comparación con la SA de las IOL monofocales clásicas conocidas. Como consecuencia, la SA resultante de la combinación de cualquier modelo de córnea y la IOL 1 está determinada básicamente por la SA de la IOL 1, ya que la SA de la IOL 1 sobrecompensa la (pequeña) SA positiva de cualquiera de los modelos de córnea. Entonces, ventajosamente, la elección del modelo de córnea influye solo muy ligeramente en la SA residual.
A consecuencia de la existencia de la EDOF para la IOL 1 de acuerdo con la invención, una refracción óptica combinada de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 con un modelo de córnea promedio (preferiblemente, como se define en el párrafo [0049]) (dispuesto en el eje óptico Z anteriormente con respecto a la IOL 1) proporciona un mapa 9 continuo y regular de potencia óptica que comprende un máximo global central 91 a lo largo del eje óptico Z rodeado por una región central extendida 92 de menor potencia óptica (correspondiente a la EDOF). Este mapa 9 se ilustra en las figuras 10A y 10B, para una potencia óptica de la IOL de 35 D y 20 D respectivamente, dentro de una ventana (de lectura) centrada en el eje óptico Z con un diámetro de 4 mm. Se recuerda que dicha potencia óptica de la IOL se define como una potencia óptica media (la potencia óptica que está representada por el mapa 9) medida sin corrección dentro de una ventana (de lectura) centrada en el eje óptico Z con un diámetro de 3 mm. La región central 92 se extiende sobre aproximadamente la mitad de un diámetro d de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3, y está rodeada por un primer anillo 93, 93’ de puntos del mapa 9 que son puntos de inflexión (en el caso de la figura 10A) o mínimos locales de potencia óptica (en el caso de la figura 10B). Este primer anillo 93, 93' corresponde en ambos casos al cambio radial de tendencia de la potencia óptica. La figura 10B ilustra más fielmente un mapa general 9 de potencia óptica de este tipo para potencia óptica alrededor de 20 D. En este caso, el mapa 9 comprende también:
- dicho primer anillo 93 de mínimos locales de potencia óptica que rodea la región central extendida 92, y
- un segundo anillo 94 de máximos locales de potencia óptica que rodea el primer anillo 93.
De manera más general, las IOL 1 de acuerdo con algunas realizaciones de la invención comprenden una colección de anillos tales como los anillos 93 y 94, de potencia óptica máxima y mínima variables que se alternan progresivamente. Cabe señalar que el mapa 9 para cualquier potencia óptica de IOL es muy suave, a la vez continuo y regular. No se divide en partición de zonas con una potencia óptica fija.
Representaciones seccionales de la IOL 1 de acuerdo con realizaciones preferidas de la invención se ilustran adicionalmente en la figura 11A (para una potencia óptica igual a 10 D), en la figura 11B (para una potencia óptica igual a 24 D) y en la figura 11C (para una potencia óptica igual a 35 D). La sección de estas IOL 1 se realiza a lo largo de un plano que comprende el eje óptico Z. La geometría y la concavidad o convexidad de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 comentadas anteriormente son visibles en estas figuras 11A-C. Estas superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 están separadas por un cuerpo interno 41 de la parte óptica central 4 que está hecho de un biomaterial en bruto. El cuerpo interno 41 tiene un espesor central E predeterminado, que se mide a lo largo del eje óptico Z, y comprendido entre 0.3 y 0.7 mm, dependiendo de forma regular de la potencia óptica de la IOL de tal manera que se proporciona un espesor periférico de la IOL comprendido entre 0.2 y 0.3 mm (preferiblemente de aproximadamente 0.25 mm) para conectar las hápticas 5 flexibles a la parte óptica central 4.
Como se ilustra en la figura 12A, la parte óptica central 4 de la IOL 1 tiene preferiblemente un plano óptico principal (M) separado de la punta (51) de la háptica (5) flexible por una distancia predeterminada (HC) medida a lo largo del eje óptico (Z), comprendida entre 0.00 y 0.45 mm. Esta distancia (HC) depende de forma continua y regular de la potencia óptica de la IOL 1 a través de una función, cuya gráfica se representa en la figura 12B. La distancia (HC) se lee en el eje 62, medida en milímetros (mm), en función de la potencia óptica que se lee en el eje 61, medida en dioptrías (D). Esta función aumenta de forma continua para potencias ópticas crecientes y su gráfica presenta un perfil de sigmoide. Esta distancia (HC) se calcula ventajosamente en vista de la geometría de las superficies ópticas anterior 2 y posterior 3 para garantizar la posición longitudinalmente estable (invariable con la potencia de la IOL) del plano óptico principal de la IOL 1 con respecto al eje óptico Z cuando se implanta en un ojo.
Dicho de otra forma, la presente invención se refiere a una lente intraocular 1 con profundidad de foco extendida que comprende superficies ópticas asféricas anterior 2 y posterior 3. En el marco de esta invención se describe una geometría asférica específica de estas superficies ópticas 2 y 3.
La presente invención se describió en relación con las realizaciones específicas que tienen un valor que es puramente ilustrativo y no deberán considerarse limitativas. El experto en la técnica observará que la presente invención no está limitada a los ejemplos que se ilustran y/o describen aquí anteriormente.

Claims (15)

  1. REIVINDICACIONES 1. Lente intraocular (1) que comprende: - una superficie óptica anterior, y - una superficie óptica posterior, extendiéndose ambas radialmente hacia afuera con relación a un eje óptico (Z); caracterizada por que: - una primera superficie (2) entre las superficies ópticas anterior y posterior está definida por la ecuación:
    donde: •zSí(r) es una componente, medida a lo largo del eje óptico (Z), de un vector desplazamiento desde un vértice (21) de la primera superficie (2), hasta cualquier punto de esta última en un radio r desde el eje óptico (Z); •Rstes un radio de curvatura de la primera superficie (2) evaluado en dicho vértice (21); • k st(Rst) es una constante cónica de la primera superficie (2) evaluada en dicho vértice (21) y definida en función de dicho radio de curvaturaRstde la primera superficie (2) por la relación:
    donde erf denota una función de error de Gauss y dondea, b, c, A, B, C, Dson números reales constantes tales que:
    •a 2ies un coeficiente de asfericidad de orden 2i de la primera superficie (2); - una segunda superficie (3) entre las superficies ópticas anterior y posterior y diferente de dicha primera superficie (2) está definida por la ecuación:
    donde: •znd(r) es una componente, medida a lo largo del eje óptico (Z), de un vector desplazamiento desde un vértice (31) de la segunda superficie (3), hasta cualquier punto de esta última en un radio r desde el eje óptico (Z); •Rnd< 0 es un radio de curvatura de la segunda superficie (3) evaluado en dicho vértice (31); • Knd(Rnd) es una constante cónica de la segunda superficie (3) evaluada en dicho vértice (31) y definida en función de dicho radio de curvaturaRndde la segunda superficie (3) por la relación:
    dondef, g, hson números reales constantes tales que: fe [0.08; 0.12],g e[1.0; 1.6] yh e[0; 9]; es un coeficiente de asfericidad de orden 2i de la segunda superficie (3); donde los coeficientes de asfericidad de orden menor o igual a 10 de las superficies primera (2) y segunda (3) son ambos distintos de cero y están limitados en valor absoluto por 0.1; donde los coeficientes de asfericidad de orden estrictamente mayor que 10 de las superficies primera (2) y segunda (3) son sustancialmente iguales a cero; siendo las superficies ópticas anterior y posterior tales que la lente intraocular (1) proporciona una profundidad de foco extendida.
  2. 2. Lente intraocular (1) de acuerdo con la reivindicación anterior, caracterizada por que: a e [0.060; 0,075] y/ob e[-0.5; -0.2] y/oc e[-12; -10] y/o A e[-40.1; -39.9] y/oB e[0.080; 0.095] y/oC e[-2.35; -2.05] y/o D e[0.9; 1.1] y/o f e [0.085; 0.105] y/og e[1.05; 1.40] y/oh e[3; 6].
  3. 3. Lente intraocular (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que:
    I K ( P ) donde, para cada j e {1,2, 3},p¡ > 10.
  4. 4. Lente intraocular (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que: - tiene una potencia óptica estrictamente menor que 14 D, yRst< 0; o - tiene una potencia óptica mayor o igual que 14 D, yRst> 0.
  5. 5. Lente intraocular (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que
    y/o
  6. 6. Lente intraocular (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que la primera superficie (2) es la superficie óptica anterior, y la segunda superficie (3) es la superficie óptica posterior, estando dirigido el eje óptico (Z) desde la superficie anterior hacia la superficie posterior.
  7. 7. Lente intraocular (1) de acuerdo con la reivindicación 6, caracterizada: por que tiene una potencia óptica mayor o igual que 14 D, y por que: - un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la primera superficie (2), tomando un plano perpendicular al eje óptico (Z) como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico (Z) como eje de referencia para una evaluación de elevación: • presenta un mínimo local en el vértice (21) de la primera superficie (2), • aumenta desde el vértice (21) de la primera superficie (2) hasta un borde de esta superficie (2); - un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la segunda superficie (3), tomando el plano perpendicular al eje óptico (Z) como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico (Z) como eje de referencia para una evaluación de elevación, presenta: • un máximo local en el vértice (31) de la segunda superficie (3), • un mínimo local periférico (32) a una distancia positiva de un borde de la segunda superficie (3), • un punto de inflexión (33) situado entre dicho máximo local y dicho mínimo local periférico (32), y: • disminuye desde el vértice (31) de la segunda superficie (3) hasta el mínimo local periférico (32), • aumenta desde el mínimo local periférico (32) hasta un borde de esta segunda superficie (3); r que tiene una potencia óptica estrictamente mayor que 12 D y estrictamente menor que 14 D, y por que: - un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la primera superficie (2), tomando un plano perpendicular al eje óptico (Z) como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico (Z) como eje de referencia para una evaluación de elevación, presenta: • un máximo local en el vértice (21) de la primera superficie (2), • un mínimo local periférico a una distancia positiva de un borde de la primera superficie (2), • un punto de inflexión situado entre dicho máximo local y dicho mínimo local periférico, y: • disminuye desde el vértice (21) de la primera superficie (2) hasta dicho mínimo local periférico, • aumenta desde dicho mínimo local periférico hasta un borde de la primera superficie (2); - un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la segunda superficie (3), tomando el plano perpendicular al eje óptico (Z) como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico (Z) como eje de referencia para una evaluación de elevación, presenta: • un máximo local en el vértice (31) de la segunda superficie (3), • un mínimo local periférico (32) a una distancia positiva de un borde de la segunda superficie (3), • un punto de inflexión (33) situado entre dicho máximo local y dicho mínimo local periférico (32), y: • disminuye desde el vértice (31) de la segunda superficie (3) hasta el mínimo local periférico (32), • aumenta desde el mínimo local periférico (32) hasta un borde de esta segunda superficie (3); r que tiene una potencia óptica menor o igual que 12 D, y por que: - un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la primera superficie (2), tomando como plano de referencia de elevación cero un plano perpendicular al eje óptico (Z) y tomando el eje óptico (Z) como eje de referencia para una evaluación de elevación: • presenta un máximo local en el vértice (21) de la primera superficie (2), • disminuye desde el vértice (21) de la primera superficie (2) hasta un borde de esta superficie (2); - un mapa de elevación evaluado en una coordenada radial sobre la segunda superficie (3), tomando el plano perpendicular al eje óptico (Z) como plano de referencia de elevación cero y tomando el eje óptico (Z) como eje de referencia para una evaluación de elevación: • presenta un máximo local en el vértice (31) de la segunda superficie (3), • disminuye desde el vértice (31) de la segunda superficie (3) hasta un borde de esta superficie (3).
  8. 8. Lente intraocular (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que una refracción óptica combinada de las superficies ópticas anterior y posterior con un modelo de córnea anteriormente externo a la lente intraocular (1) proporciona un mapa (9) continuo y regular de potencia óptica que comprende un máximo global central (91) a lo largo del eje óptico (Z) rodeado por una región central extendida (92) de menor potencia óptica.
  9. 9. Lente intraocular (1) de acuerdo con la reivindicación anterior, caracterizada por que: - la región central (92) se extiende sobre aproximadamente la mitad de un diámetro (d) de las superficies ópticas anterior y posterior, y está rodeada por un primer anillo (93, 93') de puntos del mapa (9) que son puntos de inflexión o mínimos locales de potencia óptica; y por que - el mapa (9) comprende además un segundo anillo (94) de puntos que son máximos locales de potencia óptica, rodeando dicho segundo anillo (94) a dicho primer anillo (93).
  10. 10. Lente intraocular (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, caracterizada por que comprende: - una parte óptica central (4) de la cual: • una superficie anterior es la superficie óptica anterior, y • una superficie posterior es la superficie óptica posterior; - una pluralidad de hápticas (5) flexibles conectadas a la parte óptica central (4), configuradas para estabilizar la lente intraocular (1) en una bolsa capsular de un ojo afáquico; y por que una distancia (HC), medida a lo largo del eje óptico (Z), entre una punta (51) de una háptica (5) flexible y un plano óptico principal (M) de la parte óptica central (4) corresponde a una imagen de una potencia óptica de la lente intraocular (1) mediante una función regular continua, que aumenta continuamente para potencias ópticas crecientes, y limitada por 0.45 mm, de tal manera que dicho plano óptico principal (M) es estable paralelo al eje óptico (Z) cuando la lente intraocular (1) se implanta en una bolsa capsular de un ojo afáquico.
  11. 11. Lente intraocular (1) de acuerdo con la reivindicación anterior, caracterizada por que comprende cuatro hápticas (5) flexibles cerradas formando cada una de ellas un bucle con base en la parte óptica central (4), y por que su forma es invariable bajo una rotación de 180° alrededor del eje óptico (Z).
  12. 12. Método de fabricación de una lente intraocular (1) de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones anteriores, que comprende los pasos: (a) modelar una óptica con patrón de perfil de superficies ópticas asféricas; (b) calcular una distribución de eficiencia de refracción para luz que se propaga a través de la óptica modelada; (c) seleccionar parámetros de perfil de las superficies ópticas asféricas de acuerdo con la distribución de eficiencia de refracción calculada, para lograr eficiencias de refracción deseadas; y (d) conformar la óptica modelada con los parámetros seleccionados a partir de un biomaterial en bruto.
  13. 13. Método de fabricación de acuerdo con la reivindicación anterior, caracterizado por que los parámetros de perfil de las superficies ópticas asféricas seleccionados en el paso (c) dependen de forma continua y regular de la potencia óptica de la lente intraocular (1).
  14. 14. Método de fabricación de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 12 a 13, caracterizado por que una constante cónica kstde una primera superficie (2) entre estas superficies ópticas asféricas, evaluada en su vértice (21), se selecciona en el paso (c) en función de un radio de curvaturaRstde la primera superficie (2) evaluada en este vértice (21) mediante la relación
    donde erf denota una función de error de Gauss y dondea, b, c, A, B, C, Dson números reales constantes; y una constante cónicaKndde una segunda superficie (3) entre estas superficies ópticas asféricas, evaluada en su vértice (31), se selecciona en el paso (c) en función de un radio de curvaturaRndde la segunda superficie (3) evaluada en este vértice (31) por la relación
    dondef, g, hson números reales constantes.
  15. 15. Método de fabricación de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 12 a 14, caracterizado por que la lente intraocular (1) es de acuerdo con la reivindicación 10, y por que el método de fabricación comprende el paso de seleccionar una distancia (HC), medida a lo largo del eje óptico (Z), entre una punta (51) de una háptica (5) flexible y un plano óptico principal (M) de la parte óptica central (4), en función de una potencia óptica de la lente intraocular (1) como imagen de esta última mediante una función continua y regular, que aumenta continuamente para potencias ópticas crecientes, y limitada por 0.45 mm, para lograr una estabilidad longitudinal deseada del plano óptico principal (M) paralelo al eje óptico (Z) cuando la lente intraocular (1) se implanta en una bolsa capsular de un ojo afáquico.
ES20780571T 2019-09-11 2020-09-10 Lente intraocular con profundidad de foco extendida Active ES2957803T3 (es)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
ES201930791A ES2811423B2 (es) 2019-09-11 2019-09-11 Lente intraocular con profundidad de foco extendida
BE20195669A BE1027570B1 (fr) 2019-09-11 2019-10-09 Lentille intraoculaire avec profondeur de champ étendue
PCT/EP2020/075273 WO2021048248A1 (en) 2019-09-11 2020-09-10 Intraocular lens with extended depth of focus

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2957803T3 true ES2957803T3 (es) 2024-01-25

Family

ID=72659160

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES20780571T Active ES2957803T3 (es) 2019-09-11 2020-09-10 Lente intraocular con profundidad de foco extendida

Country Status (14)

Country Link
US (1) US20220287824A1 (es)
EP (1) EP4007948B1 (es)
JP (1) JP2022548482A (es)
KR (1) KR20220103913A (es)
CN (1) CN114206263A (es)
AU (1) AU2020344961A1 (es)
BE (1) BE1027570B1 (es)
BR (1) BR112022002394A2 (es)
CA (1) CA3150032A1 (es)
ES (1) ES2957803T3 (es)
HU (1) HUE063427T2 (es)
IL (1) IL290446A (es)
PL (1) PL4007948T3 (es)
WO (1) WO2021048248A1 (es)

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2795944B1 (fr) * 1999-07-08 2001-11-02 Corneal Ind Implant intraoculaire
SE0000611D0 (sv) * 2000-02-24 2000-02-24 Pharmacia & Upjohn Bv Intraocular lenses
JP6450190B2 (ja) * 2012-01-19 2019-01-09 愛博諾徳（北京）医療科技有限公司 後眼房型眼内レンズ
CN107468377B (zh) * 2017-07-25 2019-06-04 南开大学 一种用于矫正老视眼的大焦深非球面人工晶体

Also Published As

Publication number Publication date
US20220287824A1 (en) 2022-09-15
CA3150032A1 (en) 2021-03-18
KR20220103913A (ko) 2022-07-25
BR112022002394A2 (pt) 2022-04-26
PL4007948T3 (pl) 2024-01-03
CN114206263A (zh) 2022-03-18
JP2022548482A (ja) 2022-11-21
IL290446A (en) 2022-04-01
BE1027570A1 (fr) 2021-04-02
WO2021048248A1 (en) 2021-03-18
EP4007948A1 (en) 2022-06-08
AU2020344961A1 (en) 2022-03-03
BE1027570B1 (fr) 2021-04-06
EP4007948B1 (en) 2023-08-02
HUE063427T2 (hu) 2024-01-28
EP4007948C0 (en) 2023-08-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2914102T3 (es) Implantes oftálmicos con profundidad de campo ampliada y agudeza visual a distancia mejorada
ES2768035T3 (es) Lente intraocular con una profundidad de enfoque ampliada
ES2339269T3 (es) Lentes difractivas asfericas apodizadas.
ES2306433T3 (es) Lente intraocular.
ES2349797T3 (es) Lente oftálmica multifocal con apertura inducida.
ES2415629T3 (es) IOL pseudoacomodativa con múltiples patrones difractivos
ES2555297T3 (es) Lente oftálmica con sectores ópticos
ES2545305T3 (es) IOL pseudoacomodativas que presentan zonas de difracción con áreas variables
CN101568312B (zh) 带有可变修正功能的可调节人工晶状体
ES2627291T3 (es) Lente intraocular asférica no prolata
ES2472121B1 (es) Lente intraocular multifocal refractiva con calidad óptica optimizada en un rango de foco y procedimiento para obtenerla
ES2777525T3 (es) Lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida
KR101842378B1 (ko) 난시를 교정하기 위한 안경 렌즈
ES2912080T3 (es) Implantes oftálmicos con mayor profundidad de campo y agudeza visual mejorada a distancia
WO1992006400A1 (en) Aspheric ophthalmic accommodating lens design for intraocular lens and contact lens
BRPI0417362B1 (pt) Lentes modeladas não corretivas de óculos e métodos para fornecê-las
ES2957803T3 (es) Lente intraocular con profundidad de foco extendida
ES2811423B2 (es) Lente intraocular con profundidad de foco extendida
RU2820775C1 (ru) Интраокулярная линза с расширенной глубиной фокуса
WO2020011250A1 (zh) 人工晶状体及其制造方法
ES2374916A1 (es) Procedimiento para elaborar una lente intraocular monofocal asférica isoplanática y lente obtenida empleando dicho procedimiento.