MXPA06014056A

MXPA06014056A - Factores de forma de lente intraocular optima para ojos humanos.

Info

Publication number: MXPA06014056A
Application number: MXPA06014056A
Authority: MX
Inventors: Xiaoxiao Zhang; Xin Hong; Stephen J Noy Van; Jihong Xie; Dan Stanley; Mutlu Karakelle; Michael J Simpson
Original assignee: Alcon Inc
Priority date: 2005-04-05
Filing date: 2006-04-04
Publication date: 2007-03-07
Also published as: RU2339341C2; DK2062553T3; BRPI0604841B1; DE602006001274D1; US20060244904A1; RU2006140808A; SI2062553T1; EP1753372B1; BRPI0605632B1; JP5497521B2; JP2008520402A; ATE478630T1; PL2062553T3; JP4559488B2; CN101018515B; DK1753373T3; ES2327270T3; US20060227286A1; BRPI0604841B8; CN101018515A

Abstract

La presente invencion proporciona un lente oftalmico (por ejemplo, un lente intraocular) (10) que tiene una optica (12) con una superficie anterior y una superficie posterior (16), que exhibe un factor de forma (definido con una relacion de la suma de las curvaturas anterior y posterior a la diferencia de dichas curvaturas) en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. En un aspecto relacionado, el factor de forma de la optica se ubica en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. Los factores de forma anteriores dan origen a una pluralidad de formas de lente diferentes, tales como concava-convexa, plano-convexa y plano-concava.

Description

FACTORES DE FORMA DE LENTE INTRAOCULAR ÓPTIMA PARA OJOS HUMANOS Solicitud Relacionada La presente solicitud reclama la prioridad de la Solicitud de Patente Provisional de los Estados Unidos de Norteamérica No. de Serie 60/668,520 titulada "Infraocular Lens," presentada el 5 de abril de 2005, la cual está incorporada a la presente mediante referencia. Una solicitud de patente de los Estados Unidos de Norteamérica titulada, "Intraocular Lens, "cedida al cesionario de la presente solicitud y presentada de manera concurrente con la presente, también está incorporada aquí mediante referencia.

Antecedentes La presente invención se refiere de manera general a lentes oftálmicos, y de forma más particular, a lentes intraoculares (lOLs) que tienen factores de forma óptima. Los lentes intraoculares son implantados de manera rutinaria en ojos de pacientes durante cirug ía de cataratas para reemplazar el cristalino natural oscurecido. Sin embargo, el desempeño post-operatorio de dichos lOLs, puede degradarse debido a una variedad de factores. Por ejemplo, las aberraciones introducidas como resultado de la desalineación del IOL implantado con relación a la córnea, y/o las aberraciones inherentes del ojo, pueden afectar de manera adversa el desempeño óptico del lente. En consecuencia, existe la necesidad de lOLs mejorados que puedan proporcionar un desempeño óptico más consistente.

Breve Descripción En un aspecto, la presente invención proporciona un lente oftálmico (por ejemplo, un lente intraocular) que tiene una óptica con una superficie anterior y una superficie posterior. La óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. En un aspecto relacionado, el factor de forma de la óptica se ubica en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. Los factores de forma anteriores dan origen a una pluralidad de formas de lente diferentes, tales como, bi-convexa , plano-convexa, plano-cóncava y convexa-cóncava. En otro aspecto, la óptica se forma de un material polimérico biocompatible. A manera de ejemplo, la óptica puede formarse de un material polimérico acrílico suave. Otros ejemplos de materiales adecuados incluyen, sin limitación , hidrogel y materiales de silicona. En otro aspecto, por lo menos una superficie de la óptica puede estar caracterizada por un perfil de base asférico (es decir, un perfil de base que exhibe desviaciones a partir de la esfericidad) . A manera de ejemplo, el perfil de base puede estar caracterizado por una constante cónica en un rango de aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27. En un aspecto relacionado, el perfil asférico de la superficie del lente puede definirse de acuerdo con la siguiente relación: en donde, c denota la curvatura de la superficie en su vértice (en su intersección con el eje óptico), r denota la distancia radial desde el eje óptico, y k denota la constante cónica, en donde c puede estar, por ejemplo, en un rango de aproximadamente 0.0152 mm"1 hasta aproximadamente 0.0659 mm"1, r puede estar, por ejemplo, en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 5, y puede estar, por ejemplo, en un rango de aproximadamente -1 162 hasta aproximadamente - 19 (por ejemplo, en un rango de aproximadamente - 73 hasta aproximadamente -27). En un aspecto relacionado, la óptica del lente anterior puede tener un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. En algunas modalidades en las cuales una o más superficies del lente oftálmico exhiben asfericidad, el factor de forma del lente (por ejemplo, un IOL) se puede seleccionar como una función de esa asfericidad a fin de optimizar el desempeño óptico del lente. A manera de ejemplo, en un aspecto, la invención proporciona un lente oftálmico que tiene una óptica con una superficie anterior y una superficie posterior, en donde por lo menos una de las superficies exhibe un perfil asférico caracterizado por una constante cónica en un rango de aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27. La óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente • 0.5 hasta aproximadamente 4. En un aspecto relacionado, un lente oftálmico que tiene una óptica con un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2 incluye por lo menos una superficie asférica caracterizada por una constante cónica en un rango de aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27. En otros aspectos, se describe un lente intraocular adaptado para implante en un ojo que tiene un radio de córnea igual a o menor de aproximadamente 7.1 mm, el cual incluye una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior. La óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. En un aspecto relacionado, la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 4, o en un rango de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 3. En otro aspecto, la invención proporciona un lente intraocular adaptado para implante en un ojo que tiene un radio de córnea en un rango de aproximadamente 7.1 mm hasta aproximadamente 8.6 mm , el cual incluye una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior. La óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 3. En un aspecto relacionado, la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 3, o en un rango de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 2. En otro aspecto, se describe un lente intraocular adaptado para implante en un ojo que tiene un radio de córnea igual a o mayor de aproximadamente 8.6, que incluye una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior. La óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2. En un aspecto relacionado, la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 2. En otro aspecto, la invención proporciona un lente intraocular adaptado para implante en un ojo que tiene una longitud axial igual a o menor de aproximadamente 22 mm, que incluye una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior. La óptica puede tener un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2, o en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2. En otros aspectos, la invención describe métodos para seleccionar un lente oftálmico para implante en un ojo de un paciente en base a uno o más parámetros biométricos oculares del paciente. Por ejemplo, se describe un método para corregir la visión que incluye seleccionar un IOL, que comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4 (o en un rango de aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 4), para implante en un ojo que tiene un radio de córnea que es igual a o menor de aproximadamente 7.1 mm. En otro aspecto, se describe un método para corregir la visión que incluye seleccionar un IOL, el cual comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 3 (o en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 3), para implante en un ojo que tiene un radio de córnea en un rango de aproximadamente 7.1 mm hasta aproximadamente 8.6 mm En otro aspecto más, se describe un método para corregir la visión que incluye seleccionar un IOL, el cual comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2, para implante en un ojo que tiene un radio de córnea que es igual a o mayor de aproximadamente 8.6 mm. En otro aspecto, se describe un método para corregir la visión que incluye seleccionar un IOL, que comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2 (o en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2), para implante en un ojo que tiene una longitud axial igual a o menor de aproximadamente 22 mm. En otro aspecto, se describe un método para diseñar un lente oftálmico que incluye definir una función de error, la cual es indicativa de la variación en rendimiento de un lente en una población de pacientes, en base a la variación estimada en uno o más parámetros biométricos asociados con esa población, y seleccionar un factor de forma para el lente que reduce la función de error con relación a un valor de referencia. En un aspecto relacionado, la función de error puede incluir además un error estimado en la corrección de potencia óptica proporcionada por el lente y/o un error de aberración estimado. En un aspecto relacionado, la función de error (RxError) puede definirse de acuerdo con la siguiente relación: JES??lk yfw M - \'i Kométrico * + & Potencia z |QL + ¿Aeración : en donde, ?Biométrico denota la variación debida a errores de datos biométricos, ?Potencia de IOL denota la variación debida a errores de corrección de potencia óptica, y ?Aberración denota la variación debida a las contribuciones de aberración. En otro aspecto, la ?Biométrica puede definirse de acuerdo con la siguiente relación: ?, Biometrico * 4. ¿¿/? ¿¿a^ en donde, ?k denota error en mediciones queratométricas, ?AL denota error en mediciones de longitud axial, y ?ACD denota error en mediciones de profundidad de cámara anterior. En otro aspecto, la ?Aberración puede definirse de acuerdo con la siguiente relación : ? jAberración en donde ?Astig representa variación debida a aberración astigmática, ?SA representa variación debida a aberración esférica, y ?Otras representa variación debida a otras aberraciones. En un aspecto adicional, la ?Potencia de IOL puede definirse de acuerdo con la siguiente relación: =lfF?FaselOL? en donde, ?Fase IOL representa variación ocasionada por la diferencia entre una corrección de potencia proporcionada por el lente y una corrección de potencia requerida por un paciente, ?IOLTol representa tolerancia de potencia del fabricante, y ?ELP representa variación en un desplazamiento de la posición efectiva del lente dentro del ojo. Es posible obtener una mayor comprensión de la invención mediante referencia a la siguiente descripción detallada, en conjunción con los dibujos asociados, los cuales se describen brevemente a continuación.

Breve Descripción de los Dibujos La FIGURA 1 es una vista lateral esquemática de un IOL de acuerdo con una modalidad de la invención, La FIGU RA 2 presenta la magnitud simulada de diferentes tipos de aberración (aberraciones esféricas, de desenfoque, de coma y astigmáticas) exhibidas por un IOL como una función de su factor de forma para una descentración de 1 .5 mm, La FIG U RA 3 presenta los resultados de simulación para las aberraciones exhibidas por un IOL debidas a la inclinación como una función del factor de forma del IOL, La FIGU RA 4A presenta la aberración esférica calculada de manera gráfica exhibida por un ojo de modelo caracterizada por una profundidad de cámara anterior promedio en la cual se incorpora un I OL, como una función del factor de forma del IOL, La FIGURA 4B presenta MTFs calculadas de manera gráfica a 50 Ip/mm y 100 Ip/mm para un ojo de modelo caracterizados por una profundidad de cámara anterior promedio en la cual se incorpora un IOL, como una función de el factor de forma del IOL, La FIGU RA 5A ilustra MTFs simuladas a 50 Ip/mm y 100 Ip/mm para un ojo de modelo caracterizados por una pequeña profundidad de cámara anterior en el cual se incorpora un IOL, cómo una función del factor de forma del IOL, La FIGU RA 5B ilustra la aberración esférica simulada exhibida por un ojo de modelo caracterizada por una pequeña profundidad de cámara anterior en la cual se incorpora un IOL, como una función de el factor de forma del IOL, La FIGURA 6A ilustra la aberración esférica simulada exhibida por un ojo de modelo caracterizada por una gran profundidad de cámara anterior en la cual se incorpora un IOL, como una función de el factor de forma del IOL, La FIGURA 6B ilustra MTFs simuladas a 50 Ip/mm y 100 Ip/mm para un ojo de modelo caracterizado por una gran profundidad de cámara anterior en la cual se incorpora un IOL, como una función de el factor de forma del IOL, La FIGU RA 7 A ilustra gráficamente aberraciones esféricas simuladas exhibidas por una pluralidad de ojos de modelo que tienen diferentes asfericidades de la córnea en la cual se incorpora un IOL, como una función del factor de forma del lOL, La FIGURA 7B ilustra de manera gráfica MTF simulada como 50 Ip/mm obtenido para ojos de modelo que tienen diferentes asfericidades de córnea en la cual se incorpora un lOL, como una función del factor de forma del lOL, La FIGURA 7C ilustra de manera gráfica MTF simulada a 100 Ip/mm obtenido en ojos de modelo que tienen diferentes asfericidades de la córnea en la cual se incorpora un lOL, como una función del factor de forma del lOL, La FIGU RA 8A ilustra la aberración esférica simulada exhibida por dos ojos de modelo caracterizada por diferentes radios de córnea como una función del factor de forma de un lOL incorporado en los modelos, La FIGU RA 8B ilustra MTF simulada a 50 Ip/mm exhibido por dos ojos de modelo caracterizado por diferentes radios de córnea como una función del factor de forma de un lOL incorporado en los modelos, La FIGU RA 8C ilustra MRF simulada a 100 Ip/mm exhibido por dos ojos de modelo caracterizado por diferentes radios de córnea como una función del factor de forma de un lOL incorporado en los modelos, La FIGU RA 9A ilustra la aberración esférica simulada exhibida por una pluralidad de ojos de modelo que tiene diferentes longitudes axiales como una función de el factor de forma de un lOL incorporado en los modelos, La FIGURA 9B ilustra MTFs simuladas a 50 Ip/mm exhibidos por una pluralidad de ojos de modelo que tienen diferentes longitudes axiales como una función del factor de forma de un lOL incorporado en los modelos, La FIGU RA 9C ilustra MTFs simuladas a 100 Ip/mm exhibidos por una pluralidad de ojos de modelo que tienen diferentes longitudes axiales como una función del factor de forma de un lOL incorporado en los modelos, La FIGU RA 10 es una vista lateral esquemática de un lente de acuerdo con una modalidad de la invención que tiene una superficie anterior asférica, La FIGURA 1 1 presenta una pluralidad de gráficas que ilustran la flexión de una superficie asférica dos lentes de acuerdo con las enseñanzas de la invención que tienen diferentes factores de forma, y La FIGU RA 12 presenta de manera gráfica los resultados de la simulación Monte Cario para el desempeño óptico de una pluralidad de lOLs como una función de las tolerancias de manufactura.

Descripción Detallada de las Modalidades Preferidas La FIGU RA 1 ilustra de manera esquemática un lOL 10 de acuerdo con una modalidad de la invención que tiene una óptica 12 que incluye una superficie anterior 14 y una superficie posterior 16. En esta modalidad, las superficies anterior y posterior 14 y 16 son colocadas de manera simétrica alrededor de un eje óptico 18, aunque en otras modalidades una o ambas superficies pueden exhibir un grado de asimetría con relación el eje óptico. El lOL ilustrativo 10 incluye además miembros de fijación que se extienden radialmente o haptica 20 que facilitan su colocación en el ojo. En esta modalidad, la óptica se forma de un polímero acrílico suave, conocido de manera común como Acrysof, aunque en otras modalidades, se puede formar de otros materiales biocompatibles, tales como silicona o hidrogel. El lente 10 proporciona una potencia óptica refractiva en un rango de aproximadamente 6 hasta aproximadamente 34 Dioptrías (D), y de preferencia en un rango de aproximadamente 16 D hasta aproximadamente 25 D. En esta modalidad ilustrativa, el lente 10 tiene un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. de modo más general, en muchas modalidades, el factor de forma del lente 10 pude variar desde aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. Como se conoce en la técnica, el factor de forma del lente 10 puede definirse de acuerdo con la siguiente relación: en donde Ci y C2 denotan, respectivamente, las curvaturas de las superficies anterior y posterior.

El factor de form del lOL 10 puede afectar las aberraciones (por ejemplo, aberraciones esféricas y/o astigmáticas) que el lente pude introducir como resultado de su inclinación y descentración, por ejemplo, cuando es implantado en el ojo del paciente o en un ojo de modelo. Como se describe con mayor detalle a continuación, las aberraciones ocasionadas por una pluralidad de lOLs con diferentes factores de forma fueron estudiadas de manera teórica como una función de inclinación y descentración utilizando un ojo de modelo. Esos estudios indican que los lOLs que tienen un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2 introducen aberraciones muy reducidas como resultado de la inclinación y la descentración. De modo más particular, para estudiar los efectos de un factor de forma del lOL sobre las aberraciones inducidas por su inclinación y descentración, se empleó un modelo de ojo hipotético que tiene propiedades ópticas (por ejemplo, forma de córnea) simila r a aquellos de un ojo humano promedio. Los radios de las superficies ópticas y las separaciones entre los componentes ópticos se seleccionaron para corresponder a valores medios de aquellos parámetros de la población humana. Los índices refractivos de los componentes ópticos se seleccionaron para proporcionar potencia refractiva y aberraciones cromáticas seleccionadas. Además, la superficie de cornea anterior del modelo se seleccionó para tener una forma asférica. Un lOL bajo estudio reemplazo al cristalino natural en el modelo. El Cuadro 1 a continuación lista los diferentes parámetros de diseño del ojo de modelo: Cuadro 1 Se utilizó un software de diseño óptico comercializado como Zemax® (versión Marzo 4, 2003, Zemax Development Corporation , San Diego, CA) para las simulaciones de las propiedades ópticas del ojo de modelo. Se definió una función de mérito en base a la aberración de frente de onda cuadrática media (RMS), es decir, la desviación de frente d onda RMS de un sistema óptico a partir de una onda plana. En general, a mayor error de frente de onda RMS, menor el desempeño del sistema óptico. Un sistema óptico con un error de frente de onda RMS que es menor de aproximadamente 0.071 ondas es considerado de modo común por exhibir un desempeño óptico limitado en difracción. Se simularon los efectos de desalineación (inclinación y/o descentración) de un lOL en su desempeño óptico para un número de diferentes factores de forma colocando los lOLs en el ojo de modelo anterior y utilizando el software Zemax®. Para esas simulaciones, se asumió que el lOL tiene superficies esféricas a fin de investigar sólo los efectos del factor de forma (en oposición a aquellos del factor de forma combinado y la asfericidad). Para simular las condiciones de visión escotópica para pacientes ancianos, se seleccionó una pupila de entrada de 5 mm. Se consideraron las siguientes condiciones de desalineación: descentración de lOL de 1.5 mm y una inclinación de lOL de 10-grados. Esas dos condiciones representan los casos extremos de las desalineaciones de lOL. La FIGU RA 2 presenta la magnitud simulada de diferentes tipos de aberración (aberración esférica, desenfoque, coma y astigmatismo) como una función del factor de forma para 1 .5 mm de descentración del lOL. Estas simulaciones indican que los lOLs con un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2 exhiben aberraciones mucho menores como un resultado de la descentración. Por ejemplo, un lOL con un factor de forma de aproximadamente 1 introduce una aberración de desenfoque de 0.07 D en comparación con una aberración de desenfoque de 0.32 D introducida por un lOL que tiene un factor de forma de - 1 . La FIGURA 3 presenta los resultados de simulación de las aberraciones introducidas como resultado de la inclinación del lOL. Estos resultados indican que las aberraciones de desenfoque y astigmáticas are no son influenciadas de manera significativa por el factor de forma del lOL en tanto que las aberraciones de coma y esféricas exhiben una dependencia mucho mayor del factor de forma q ue su dependencia en caso de la descentración del lOL. De nuevo, los lOLs con factores de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta 2 exhiben un desempeño estable.

En otros aspectos, se ha descubierto que ciertos parámetros biométricos del ojo (por ejemplo, radio de la córnea y longitud axial) se pueden considerar en tanto que se selecciona el factor de forma de un lOL para implante en el ojo a fin de proporcionar desempeño mejorado del lente. Com se describe con mayor detalle a continuación, en algunas modalidades, los factores de forma de lOL óptimos se proporcionan para diferentes grupos de ojos, por ejemplo, ojo humano promedio (ojos con valores promedio para ciertos parámetros biométricos), y otras poblaciones caracterizadas por valores extremos para esos parámetros. Los parámetros biométricos del modelo de ojo anterior fueron variados para simular el desempeño de una pluralidad de lOLs que tienen diferentes factores de forma para diferentes ojos. Para un ojo humano promedio, se asumieron un radio de cornea (r) de 7.72 mm , una asfericidad de cornea (Q) de -0.26, una profundidad de cámara anterior (ACD) de 4.9 mm, y una longitud axial (AL) de 24.4 mm. para investigar ojos humanos con valores biométricos grandes o pequeños extremos, la profundidad de cámara anterior se varío desde 4.3 mm hasta 5.5 mm, la asfericidad de la cornea se varió desde -0.50 hasta 0, el radio de la cornea se varió desde 7.10 mm hasta 8.60 mm, y la longitud axial se varió desde 22.0 mm hasta 26.0 mm Estos rangos son suficientemente amplios para cubrir los valores exhibidos por la mayoría de la población. El desempeño óptico de los lOLs se evaluó en base a dos criterios: aberración de onda calculada y función de transferencia de modulación (MTF). Como lo saben aquellos con experiencia ordinaria en la técnica, la MTF proporciona una medición cuantitativa del contraste de imagen exhibido por un sistema óptico, por ejemplo, un sistema formado de un lOL y la córnea. De forma más específica, la MTF de un sistema de formación de imagen se puede definir como una relación de un contraste asociado con una imagen de un objeto formada por el sistema óptico con relación a un contraste asociado con el objeto. El Cuadro a continuación presenta los resultados de simulación del desempeño óptico de los lOLs que tienen factores de forma en un rango de aproximadamente -2 hasta aproximadamente 4 para un ojo que tiene una profundidad de cámara anterior promedio (ACD) de 4.9 mm, un radio de córnea de 7.72 mm, una asfericidad de cornea de - 0.26, y una longitud axial (AL) de 24.4 mm, a un tamaño de pupila de 5 mm.

Cuadro 2 Para la presentación gráfica de la información en la Tabla 2 , las FIG U RAS 4A y 4B proporcionan, de manera respectiva, la aberración esférica calculada y la MTF presentada en el Cuadro 1 como una función del Factor de forma del lOL. El Cuadro 3 a continuación presenta los resultados de simulación para el desempeño óptico de una pluralidad de lOLs que tiene factores de forma en el rango anterior de -2 hasta 4 a un tamaño de pupila de 5 mm para un ojo que tiene una pequeña profundidad de cámara anterior (ACD) de 4.3 mm, aunque el mismo radio de la cornea (7.72 mm) y asfericidad (-0.26) así como longitud axial (24.4 mm) que se emplearon en la simulación previa. Las FIGU RAS 5 A y 5B ilustran de manera gráfica, respectivamente, la aberración esférica calculada (SA) y la MTF presentada en el Cuadro 3 como una función de el factor de forma del lOL.

Cuadro 3 El Cuadro 4 a continuación presenta los resultados de simulación para el desempeño óptico de una pluralidad de lOLs que tiene factores de forma en el rango anterior desde -2 hasta 4 a un tamaño de pupila de 5 mm para un ojo que tiene a gran profundidad de cámara anterior (ACD) de 5.5 mm, un radio de córnea de 7.72 mm , una asfericidad de cornea de -0.26 y una longitud axial de 24.4 mm. Además, las FIGURAS 6A y 6B ilustran de manera gráfica, respectivamente, la aberración esférica calculada (SA) y la MTF presentada en el Cuadro 4 como una función de el factor de forma del lOL. Cuadro 4.

Estas simulaciones indican que los lOLs con factores de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4, y de manera particular aquellos que tienen factores de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2, proporcionan desempeño óptico mejorado. Sin embrago, las simulaciones, muestran que la profundidad de cámara anterior no afectan de modo significativo el desempeño de un lOL. Aunque en las simulaciones antes mencionadas las aberraciones esféricas consideradas, si el lOL está desalineado con relación a la córnea, también pueden estar presentes otras aberraciones (por ejemplo, desenfoque, astigmatismo y coma) . Las simulaciones de estas aberraciones para ACD promedio, pequeña y grande confirman que las aberraciones pueden ser reducidas al mín imo utilizando factores de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. El impacto de la asfericidad de la córnea (Q) sobre un factor de forma lOL óptima también fue investigado a través de la utilización del modelo de ojo antes mencionado y por medio del cálculo de la aberración esférica y MTF para Q = 0 (esférica), Q = -0.26 y Q = - 0.50. A mayor negatividad del valor Q, mayor la planeidad de la porción periférica de la córnea. Q = -0.26 corresponde a la asfericidad de la cornea humana normal human cornea en tanto que Q = -0.50 corresponde a la asfericidad de una cornea extremadamente plana. El Cuadro 5 a continuación lista los resultados de estas simulaciones, con las FIGURAS 7 A, 7B y 7C q ue ilustran de manera gráfica, respectivamente, la aberración esférica simulada, la MTF a 50 Ip/mm y la MTF a 100 Ip/mm como una fu nción del factor de forma del lOL.

Cuadro 5 La aberración esférica exhibida por una cornea esférica (Q = O) es significativamente mayor que aquella exhibida por las corneas asféricas (Q = -0.26 y Q = -0.50), como se espera . Como u n resultado, las MTFs asociadas con Q = 0 son menores que aquel las de Q = -0.26 y Q = -0.50. Sin embargo, para cada uno de los tres casos, las simulaciones anteriores indican que un factor de forma de l O L óptimo se ubica en un rango aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4, y de preferencia en un ra ngo de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. En otro conjunto de simulaciones, se investigó el efecto del radio de la cornea sobre el factor de forma óptimo. El Cuadro 6 a continuación presenta los resultados de simulación que corresponden a la aberración esférica así como a las MTFs a 50 Ip/mm y 100 Ip/m m obtenidos para una pluralidad de lOLs que tienen factores de forma en un rango de aproximadamente -2 hasta aproximadamente 8 por medio de la utilización del modelo de ojo mencionado con anterioridad y el radio de cornea variable. De forma más específica , el ACD, Q y AL se fijaron, de manera respectiva, a 4.9 mm , -0.26 , y 24.4 mm en tanto que se varió el radio de la córnea. Las FIG U RAS 8A , 8 B y 8C ilustran de modo gráfico, respectivamente, variaciones de la a berración esférica, la MTF a 50 Ip/mm y la MTF a 1 00 Ip/mm en estas simulaciones como una función del factor de forma del lO L para dos radios diferentes. Cuadro 6 Estas simulaciones indican que para una cornea muy pronunciada (por ejemplo, un radio de córnea de 7.1 mm), el factor de forma del lOL tiene un impacto relativamente bajo sobre la aberración esférica y la MTF. Por ejemplo, en dicho caso, para factores de forma en un amplio rango de aproximadamente - 1 hasta aproximadamente 8, se observa buen desempeño óptico, aunque se prefieren los factores de forma en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 4. Sin embargo, para una cornea que tiene a radio grande, por ejemplo, un radio de más de aproximadamente 8.6 mm , se observa un rango óptimo de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2 (por ejemplo, de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2) para el factor de forma del lOL. El pico del desempeño óptico del lOL como una función del factor de forma también se desplaza a medida que varia el radio de la cornea desde un valor bajo hasta uno mayor. Por ejemplo, las simulaciones indican u n desempeño pico en un factor de forma de aproximadamente 3 para una cornea con un radio de aproximadamente 7.1 mm y a un factor de forma de aproximadamente 1 para una cornea con un radio de aproximadamente 8.6 mm. Similar al radio de la cornea, se descubrió que un factor de forma óptimo de un lOL puede variar como una función de la longitud axial del ojo. A manera de ejemplo, el Cuadro 7 a continuación presenta los resultados de las simulaciones para el desempeño óptico de una pluralidad de lOLs que tienen factores de forma en un rango de -2 hasta 8 para una pluralidad de longitudes axiales diferentes (ALs). El ojo de modelo utilizado para estas simulaciones estuvo caracterizado por ACD = 4.9 mm, un radio de córnea (r) = 7.72 mm, y una asfericidad de cornea (Q) = -0.26. La representación gráfica de estas simulaciones se proporciona en las FIGU RAS 9 A, 9B y 9C para la aberración esférica, MTF a 50 Ip/mm y MTF a 100 Ip/mm, respectivamente.

Table 7 Las simulaciones anteriores indican que en tanto que una longitud axial grande (por ejemplo, una longitud axial de aproximadamente 26 mm), los lOLs que tiene factores de forma sobre un rango amplio (por ejemplo, en un rango de aproximadamente -1 hasta aproximadamente 8) proporcionan un desempeño sustancialmente similar, para una longitud axial corta (por ejemplo, una longitud axial de aproximadamente 22 mm), un factor de forma de lOL óptimo se ubica en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2 (de preferencia en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2). Además, el pico de desempeño óptico exhibe un desplazamiento como una función de la variación de la longitud axial. En algunas modalidades, una superficie anterior o posterior del lOL incluye un perfil de base asférico seleccionado para compensar la aberración esférica de la cornea. De manera alternativa, ambas superficies anterior y posterior pueden ser esféricas a fin de proporcionar de modo colectivo un grado seleccionado de compensación para la aberración esférica de la cornea . A manera de ejemplo, la FIGURA 10 muestra un lOL 22 de acuerdo con una modalidad de la invención que incluye una óptica que tiene una superficie posterior esférica 24 y una superficie anterior esférica 26. De manera más específica, la superficie anterior 26 está caracterizada por un perfil de base que es sustancialmente ?oincidente con un perfil esférico putativo 26a (mostrado por medio de líneas punteadas) para distancias radiales pequeñas desde un eje óptico 28 aunque se desvía desde ese perfil esférico a medida que se incrementa la distancia radial desde el eje óptico. En esta modalidad , la superficie anterior asférica puede estar caracterizada por la siguiente relación: en donde, c denota la curvatura de la superficie en su vértice (en su intersección con el eje óptico), r denota la distancia radial desde el eje óptico, y k denotes la constante cónica. En algunas modalidades, la constante cónica k puede variar desde aproximadamente -1 162 hasta aproximadamente - 19 (por ejemplo, desde aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27) y el factor de forma del lente puede variar desde aproximadamente - 0.5 hasta aproximadamente 4, y de manera más preferible, desde aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. Para mostrar la eficacia de dichos lOLs esféricos en la reducción de las aberraciones esféricas de la cornea, se diseñaron de manera dos lOLs asféricos.

Se asumió que los lOLs se forman de un polímero acrílico conocido de forma común como Acrysof. Uno de los lOLs se seleccionó para tener un factor de forma de cero (X = 0) en tanto que el otro se seleccionó para tener un factor de forma de 1 (X = 1 ). El espesor de borde de cada lOL se fijo a 0.21 mm. Para el lOL con X = O, los radios anterior y posterior se fijaron, de manera respectiva , a 22.934 mm y -22.934 mm, el espesor central se fijo a 0.577 mm y la asfericidad de superficie anterior (es decir, la constante cónica) se seleccionó para ser de -43.656. Para el lOL con X = 1 , la superficie posterior se seleccionó para ser plana en tanto que el radio de la superficie anterior se fijo a 11.785 mm El espesor central de este lente fue de 0.577 mm y se asumió que la superficie anterior tenía una asfericidad caracterizada por una constante cónica de -3.594. La FIGU RA 1 1 muestra la flexión de las superficies anteriores de estos lOLs ilustrativos como una función de la distancia radial desde el eje óptico. Las simulaciones de los desempeños ópticos de estos dos diseños lOL en el modelo de ojo antes mencionado muestran una reducción de los errores de frente de onda total RMS hasta aproximadamente 0.000841 ondas en el caso del lOL que tiene un factor de forma que se aproxima a cero y hasta aproximadamente 0.000046 en el caso del lOL que tiene un factor de forma de unidad.

Otro factor que puede afectar el desempeño óptico de un lOL es su posición efectivo. La posición de lente efectivo (por ejemplo, definida aquí como la ubicación del plano principal con relación a la superficie posterior) puede variar como una función de la forma del lente. La ubicación del segundo plano principal (PP2) con relación al vértice de la superficie posterior puede ser definida mediante la siguiente relación: PF^ fi Ec. (3) en donde ni y n2 denotan, respectivamente, los índices refractivos del lOL y el medio circundante, F, representa la potencia óptica de la superficie anterior y F2 representa la potencia óptica del lente, y d es el espesor central del lente. El plano de haptica (el plano de anclaje del lOL implantado) ubicado en la línea central del borde del lente puede tener una distancia desde el vértice de la superficie posterior especificada como: EG /tt =r fißga - EEc. (4) en donde ET denota el espesor del borde del lente y Sag2 denota la altura de flexión de la superficie posterior en el borde del lente. Utilizando las ecuaciones anteriores (3) y (4), la ubicación del segundo punto principal con relación al plano de haptica se puede definir como sigue: en donde ? PF2 denota un desplazamiento desfasado del plano principal, y los otros parámetros se definen como antes. A manera de ejemplo, el segundo desplazamiento de plano principal para el lOL antes mencionado que tiene un factor de forma de cero (X = 0) fue calculado (utilizando las ecuaciones anteriores) a través de un rango de potencia de 0 hasta aproximadamente 35 D como +/- 0.03 mm, en tanto que el desplazamiento correspondiente para el lOL que tiene un factor de forma de unidad (X = 1 ) fue calculado como +/- 0.15 mm. Para apreciar mejor el desempeño óptico mejorado provisto por el lOLs de la invención, se pueden considerar algunos de los factores principales que contribuyen a la variación de errores refractivos post-operatoria. Por lo general estos factores son clasificados en tres categorías: errores de datos biométricos (? Biométrico) , errores de potencia de lOL (? Potencia de lOL) y contribuciones de aberración de orden superior (?Aberración) . Un a variación general (Rx) se puede calcular en base a estos factores mediante la utilización de, por ejemplo, la siguiente relación : El ? Biométrico puede, a su vez, ser definido de acuerdo con la siguiente relación: ? Biometrico - ^¿¿s + &¿ + ?AQD3 ^ e n donde ?k denota el error en la medición queratométrica , ?A L denota el error en la medición de la longitud axial, y ?AC D denota el error en la medición de profundidad de cámara anterior. La ? Potencia de lOL puede definirse de acuerdo con la sigu iente relación : 4 Potencia lOL =^ AFa» IÜL* H l? tflí ? &• » en donde ?Fase de lOL denota la variación ocasionada por el uso de lOLs cuyas energías ópticas difieren por fase finitas para corregir errores refractivos de los pacientes que varían sobre un rango continuo, ?IOLTol denota la tolerancia de potencia del fabricante, y AELP denota la variación en el desplazamiento de la posición efectiva de lOL a través del rango de potencia. Además, ?Aberración puede definirse de acuerdo con la siguiente relación : en donde ?Astig, ?SA, ?Otras denotan, de manera respectiva , aberraciones astigmáticas, esféricas y otras de orden superior. El desempeño óptico de los diseños de lOL ilustrativos mencionados con anterioridad que tienen factores de forma (X) de cero y unidad fue evaluado en base a la variación Rx estimada para tres condiciones: (1 ) agudeza visual no corregida (es decir, en ausencia de anteojos correctivos) con fase de potencia lOL de 0.5 D (UCVA), (2) agudeza visual no corregida con una fase de potencia lOL refinada de 0.25 D (UCVA+) y (3) agudeza visual con la mejor corrección (es decir, utilizando los anteojos correctivos óptimos) ( BCVA) . La variación debida a mediciones biométricas fue estimada a partir de la información disponible en la literatura . El enfoque del análisis se refiere a la estimación de las contribuciones de la aberración esférica, errores debidos a desalineaciones lOL, y los desplazamientos del 2do plano principal (PPL). Para fines de comparación , se asumió un valor de línea de base de 0.65 D para UCVA y UCVA* y se asumió un valor de línea de base de 0.33 D para BCVA , para ojos con lOLs esféricos. El Cuadro 8 a continuación lista las reducciones porcentual y absoluta en Rx con relación a los va lores de línea de base para los dos lOLs: Cuadro 8 La información presentada en el Cuadro 8 muestra q ue las reducciones en la variación Rx se logran para ambos lOLs (X = 0, y X = 1 ) , indicando por tanto el desempeño óptico mejorado de esos lentes. Para el lOL con un factor de forma desvaneciente (X = 0) , los beneficios visuales son distribuidos de manera casi uniforme entre UCVA, UCVA+ y BCVA en tanto que para el otro lOL (X=l) , el beneficio visual asociado con BCVA es más pronunciado. Se puede emplear una variedad de técnicas de manufactura para fabricar los lentes de la invención. Las tolerancias de man ufactura también pueden afectar el desempeño óptico de un lO L. A manera de ejemplo, dichas tolerancias pueden corresponder a variaciones de, por ejemplo, radios de superficie, constante cónica, descentración de superficie, inclinación de superficie, e irregularidad de superficie, con tolerancias asociadas con la asfericidad de superficie (constante cónica) que por lo general juegan un rol más importante que otros que afectan el desempeño óptico. Sin embargó, las simulaciones indican que las desalineaciones de los lOL's al momento de la implantación en el ojo son comúnmente factores más significativos en la degradación del desempeño óptico que las tolerancias de manufactura (por ejemplo, los errores de manufactura pueden ser aproximadamente 10 veces menores que los errores de desalineación). A manera de ilustración adicional, el desempeño óptico de los lentes esféricos antes mencionados con X = 0 y X = 1 , implantados en el modelo de ojo mencionado con anterioridad, fue investigado de manera teórica a través del empleo de simulaciones Monte Cario. De forma más específica, 500 lentes hipotéticos fueron generados bajo restricciones de tolerancias de manufactura comunes y fueron orientados de modo aleatorio con relación a la córnea. Por ejemplo, se asumió que las tolerancias asociadas con los radios de superficie, irregularidades de superficie y descentración de superficie e inclinación están, de forma respectiva, dentro de +/- 0.1 mm, 2 bandas de espectro, 0.05 mm y 0.5 grados. Los resultados de las simulaciones Monte Cario se resumen en la FIGU RA 12. Más del 50% de los ojos simulados exhiben un error de frente de onda RMS que es menor de aproximadamente 0.2 ondas (aproximadamente 0.08 D de desenfoque equivalente). Para el lente que tiene X = I , aproximadamente 98% de los ojos simulados muestran un error de frente de onda menor de aproximadamente 0.3 ondas (aproximadamente 0.12 D). Aquellos con experiencia ordinaria en la técnica apreciarán que se pueden hacer varios cambios a las modalidades anteriores sin apartarse del alcance de la invención.

Claims

REIVINDICACIONES 1 . U n lente oftálmico, que comprende una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior, la óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. 2. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. 3. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque la óptica comprende un material polimérico biocompatible. 4. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porque el material polimérico se selecciona a partir del grupo que consta de materiales acrílicos, de silicona e hidrogel. 5. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque ambas superficies tienen un perfil generalmente convexo. 6. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque una de las superficies tiene un perfi l generalmente convexo y la otra superficie tiene un perfil sustancialmente plano. 7. El lente oftálmico de de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque una de las superficies tiene un perfi l generalmente cóncavo y la otra superficie tiene un perfil ustancialmente plano. 8. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque una de las superficies tiene un perfil generalmente cóncavo y la otra superficie tiene un perfil generalmente convexo. 9. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque por lo menos una de las superficies está caracterizada por un perfil de base asférico. 10. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el perfil de base esférico está caracterizado por una constante cónica (Q) en un rango de aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27. 1 1 . El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado porque el lente comprende un lente intraocular. 12. Un lente oftálmico, que comprende una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior, por lo menos una de las superficies que está caracterizada por un perfil de base esférico definido por la siguiente relación: en donde, c denota la curvatura de la superficie en su vértice (en su intersección con el eje óptico), r denota la distancia radial desde el eje óptico, y k denota la constante cónica, en donde c está en un rango de aproximadamente 0.0152 mm" 1 hasta aproximadamente 0.0659 mm"1, r está en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 5 mm, y k está en un rango de aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27, en donde la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. 13. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 12 , caracterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. 14. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 12 , caracterizado porque el lente comprende un lente intraocular. 15. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 12 , caracterizado porque las superficies proporcionan de manera cooperativa una potencia óptica refractiva en un rango de aproximadamente 16 D hasta aproximadamente 25 D. 16. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 12 , caracterizado porque la óptica se forma de un material polimérico biocompatible. 17. Un lente intraocular adaptado para implante en un ojo que tiene un radio de córnea igual a o menor de aproximadamente 7. 1 mm, que comprende una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior, la óptica que exhibe un factor de forma en un rango de a proximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. 1 8. El lente intraocular de conformidad con la reivindicación 1 7, caracterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango d e aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 4. 1 9. El lente intraocular de conformidad con la reivindicación 1 7 , ca racterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 3. 20. U n lente intraocular adaptado para implante en un ojo que tiene un radio de córnea en un rango de aproximadamente 7. 1 hasta a proximadamente 8.6 mm, que comprende una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior, la óptica que exhibe un factor de forma en un rango de a proximadamente 0 hasta aproximadamente 3. 21 . El lente intraocular de conformidad con la reivindicación 20 , caracterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango d e aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 3. 22. El lente intraocular de conformidad con la reivindicación 20, caracterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 2. 23. Un lente intraocular adaptado para implante en un ojo que tiene u n radio de córnea igual a o mayor de aproximadamente 8.6 mm , que comprende una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior, la óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 2. 24. El lente intraocular de conformidad con la reivindicación 23 , caracterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 2. 25. Un lente intraocular adaptado para implante en u n ojo q ue tiene una longitud axial igual a o menor de aproximadamente 22 mm , que comprende una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior, la óptica que tiene un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. 26. El lente intraocular de conformidad con la reivindicación 25 , ca racterizado porque la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2. 27. Un lente oftálmico, que comprende una óptica que tiene una superficie anterior y una superficie posterior, por lo menos una de las superficies que tiene un perfil asférico caracterizado por una constante cónica en un rango de aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27, en donde la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. 28. El lente oftálmico de conformidad con la reivindicación 27, caracterizado porque el perfil asférico está caracterizado por una constante cónica en un rango de aproximadamente -73 hasta aproximadamente -27, y la óptica exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. 29. Un método para corregir la visión, que comprende seleccionar un lOL que comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4 para implante en un ojo que tiene un radio de córnea igual a o menor de aproximadamente 7.1 mm. 30. El método de conformidad con la reivindicación 29, caracterizado porque el factor de forma de la óptica se selecciona para estar en un rango de aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 4. 31 . Un método para corrección de visión, que comprende seleccionar un lOL que comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 3 para implante en un ojo que tiene un radio de córnea en un rango de aproximadamente 7.1 mm hasta aproximadamente 8.6 mm. 32. El método de conformidad con la reivindicación 31 , caracterizado porque el factor de forma de la óptica se selecciona para estar en un rango de aproximadamente +0.5 hasta aproximadamente 3. 33. Un método para corrección de visión, que comprende seleccionar un lOL que comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2 para implante en un ojo que tiene un radio de córnea igual a o mayor de aproximadamente 8.6 mm. 34. Un método para corregir la visión, que comprende seleccionar un lOL que comprende una óptica que exhibe un factor de forma en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2 para implante en un ojo que tiene una longitud axial igual a o menor de aproximadamente 22 mm. 35. El método de conformidad con la reivindicación 34, caracterizado porque un factor de forma de la óptica se selecciona para estar en un rango de aproximadamente 0.5 hasta aproximadamente 2. 36. Un método para diseñar un lente oftálmico, que comprende definir una función de error indicativa de variación en el desempeño de un lente en una población de pacientes en base a la variación estimada en uno o más parámetros biométricos asociados con esa población, y seleccionar un factor de forma para el lente que reduce la función de error con relación a un valor de referencia. 37. El método de conformidad con la reivindicación 36, caracterizado porque la función de error incorpora además un error estimado en la corrección de potencia óptica provista por el lente. 38. El método de conformidad con la reivindicación 37, caracterizado porque la función de error incorpora además un error de aberración estimado. 39. El método de conformidad con la reivindicación 38, caracterizado porque la función de error (RxError) es definida por la siguiente relación: = yj Ko étrico J + & Potencia * lOL + aberración * en donde, ?Biométrico denota la variación debida a errores de datos biométricos, ?Potencia de lOL denota la variación debida a errores de potencia óptica, y ?Aberración denota la variación debida a contribuciones de aberración. 40. El método de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque ?Biométrico está definido por la siguiente relación: en donde, ?k denota error en mediciones queratométricas, ?AL denota error en mediciones de longitud axial, y ?ACD denota error en mediciones de profundidad de cámara anterior. 41 . El método de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque ?Aberración está definida por la siguiente relación: ü Venación -¡¡M tif ?S ^ fr Otros en donde, ?Astig representa variación debida a aberración astigmática, ?SA representa variación debida a aberración esférica, y ?Otros representa variación debida a otras aberraciones. 42. El método de conformidad con la reivindicación 39, caracterizado porque ?Potencia de lOL está definida por la siguiente relación: 4 (tanca lOL . J ¿fase I0L! t H! 1áSf! en donde, ?Fase lOL representa la variación ocasionada por la diferencia entre la potencia del lente y una potencia necesitada por un paciente, ?IOLTol representa la tolerancia de potencia del fabricante, y ?ELP representa la variación en un desplazamiento de la posición efectiva del lente dentro del ojo. RESU MEN DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona un lente oftálmico (por ejemplo, un lente intraocular) (10) que tiene una óptica (12) con una superficie anterior y una superficie posterior (16), que exhibe un factor de forma (definido como una relación de la suma de las curvaturas anterior y posterior a la diferencia de dichas curvaturas) en un rango de aproximadamente -0.5 hasta aproximadamente 4. En un aspecto relacionado, el factor de forma de la óptica se ubica en un rango de aproximadamente 0 hasta aproximadamente 2. Los factores de forma anteriores dan origen a una pluralidad de formas de lente diferentes, tales como cóncava-convexa, plano-convexa y plano-cóncava. i/ÍO FIGURA 1 FIGURA 2 FACTOR DE FORMA X DEF (ONDAS) ASUS (ONDAS) *— COMA (ONDAS) ^- SA (ONDAS)