MXPA06014353A

MXPA06014353A - Umbral de acomodamiento residual para la correcion de la presbiopia y otro tipo de correcion de la presbiopia que utiliza los datos del paciente.

Info

Publication number: MXPA06014353A
Application number: MXPA06014353A
Authority: MX
Inventors: Kingman Yee; Guangming Dai
Original assignee: Visx Inc
Priority date: 2004-06-10
Filing date: 2005-05-20
Publication date: 2007-03-01
Also published as: AU2005255365B2; AU2005255365A1; WO2005124433A3; US7762668B2; JP5202950B2; JP2008502443A; US20050270491A1; US7931372B2; US20090079940A1; WO2005124433A2; AU2009233642B2; CA2570151A1; EP1782121A4; US20080309871A1; CA2570151C; EP1782121A2; AU2009233642A1; US7434936B2; EP3459433A1

Abstract

Metodos, dispositivos y sistemas que establecen una configuracion de superficie optica que mitiga o trata la presbiopia en un paciente en particular. La combinacion de la vision a distancia y la vision en cercania en un paciente puede mejorarse por lo regular con base en la entrada de los parametros del paciente, tales como tamano de pupila, acomodamiento residual y necesidad de potencia. La optimizacion iterativa puede generar una configuracion optica correctiva construida para el paciente. El acomodamiento residual de umbral es establecido para el tratamiento de la presbiopia.

Description

UMBRAL DE ACOMODAMIENTO RESIDUAL PARA LA CORRECCIÓN DE LA PRESBIOPÍA Y OTRO TIPO DE CORRECCIÓN DE LA PRESBIOPÍA QUE UTILIZA LOS DATOS DEL PACIENTE REFERENCIA CRUZADA A SOLICITUDES RELACUIONADAS La presente solicitud reclama el beneficio bajo USC 119 (e) de la Solicitud de Patente de los E.U.A.

No. de Serie 60/579,124 presentada en junio 10, 2004 (Expediente del Agente No. 018158-022230US) , y es una continuación-en-parte de la Solicitud de Batente de los E.U.A. No. de Serie 10/911,400 presentada en agosto 3, 2004 (Expediente del Agente No. 018158-022240US) , la cual es una continuación-en-parte de la Solicitud de Patente de los E.U.A. No. de Serie 10/738,358 presentada en diciembre 5, 2003 (Expediente del Agente No. 018158-022220US) , que reclama el beneficio bajo 35 USC 119 (e) de las Solicitudes de Patentes de los E.U.A. Nos. de Serie 60/519,885 presentada en noviembre 13, 2003 (Expediente del Agente No.18158-022310) ; 60/468,387 presentada en mayo 5, 2003 (Expediente del Agente No. 18158-022300); 60/468,303 presentada en mayo 5, 2003 (Expediente del Agente No. 18158-022210); y 60/431,634 presentada en diciembre 6, 2002 (Expediente del Agente No. 18158-022200) , las descripciones completas de las cuales se incorporan aquí por referencia para todos los propósitos .

DECLARACIÓN EN CUANTO A DERECHOS A INVENCIONES REALIZADAS BAJO INVESTIGACIÓN O DESARROLLO AUSPICIADOS FEDERALMENTE . NO APLICA REFERENCIA A UN "LISTADO DE SECUENCIAS," UNA TABLA, O UN LISTADO DE PROGRAMA DE COMPUTADORA COMO APÉNDICE PRESENTADO EN UN DISCO COMPACTO. NO APLICA ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN Esta invención en general se refiere a funciones objetivo o métrica de diagnóstico de función visual, y en particular proporciona métodos, dispositivos y sistemas para mitigar o tratar condiciones de la visión tales como presbiopia, a menudo al determinar una función de transferencia de modulación de compuesto. La presbiopía normalmente se desarrolla al envejecer una persona, y se asocia con una pérdida natural progresiva de acomodación, en ocasiones referida como "vista de viejo." El ojo presbiópico a menudo pierde la capacidad de rápida y fácilmente volver a enfocar en objetos a diversas distancias. También puede haber pérdida en la capacidad por enfocar en objetos en distancias cercanas. Aunque la condición avanza durante la vida de una persona, los efectos de la presbiopía usualmente se vuelven notables después de la edad de 45 años. A la edad de 65 años, el lente cristalino a menudo ha perdido casi todas las propiedades elásticas y solo tiene habilidad limitada para cambiar su forma. Acomodación residual se refiere a la cantidad de acomodación que permanece en el oj o . Un grado menor de acomodación residual contribuye a más severa presbiopía, mientras que una cantidad superior de acomodación residual se correlaciona con presbiopía menos severa. Métodos y dispositivos conocidos para tratar presbiopía buscan proporcionar una visión que se aproxime a la de un ojo emetrópico. En un ojo emetrópico, tanto objetos distantes como objetos secanos pueden verse debido a las propiedades de acomodación del ojo. Para resolver los problemas de visión asociados con la presbiopía, los individuos han empleado tradicionalmente lentes de lectura para agregar mayor potencia de dioptría al ojo, permitiendo de esta manera al ojo enfocar en objetos cercanos y mantener una imagen clara. Este enfoque similar al de tratar hiperopía, o presbiopía. La presbiopía también se ha tratado con lentes bi-focales, en donde una porción del lente se corrige para visión distante, y otra porción del lente se corrige para visión de cerca. Cuando se observa a través de los bifocales, el individuo ve a través de la porción del lente corregido para visión de cerca. Cuando ve objetos distantes, el individuo ve por arriba, a través de la porción de los bi-focales corregida para visión distante.

De esta manera, con poco o nada de acomodación, el individuo puede ver tanto objetos lejanos como cercanos. Lentes de contacto y lentes intra-oculares (IOLS = Intra-Ocular Lenses) también se ha empleado para tratar la presbiopía. Un enfoque es proporcionar al individuo con monovisión, en donde un ojo (usualmente el ojo primario) se corrige para visión a distancia, mientras que el otro ojo se corrige para visión de cerca. Desafortunadamente, con la monovisión el individuo no puede ver claramente objetos que están en posición intermedia debido a que el objeto esta fuera-de-foco para ambos ojos. También, un individuo puede tener problema viendo con un solo ojo, o puede se incapaz de tolerar un desequilibrio entre sus ojos. Además de monovisión, otros enfoques incluyen corrección bilateral, ya sea con lentes bi-focales o multi-focales . En el caso de lentes bi-focales, los lentes se elaboran de manera tal que puede enfocarse tanto un punto- distante y como un punto secano. En el caso multi-focal, existen muchos puntos focales entre los objetivos cercanos y los objetivos lejanos . Tratamientos quirúrgicos también se han propuesto para presbiopía. Una esclerostomía involucra una incisión quirúrgica en la esclerótica, que agranda el espacio ciliar y facilita el movimiento del lente. También, se han sugerido bandas de expansión esclerótica (SEBs = Scleral Expansión Bands) para incrementar el espacio ciliar. Permanecen problemas con estas técnicas, sin embargo tales como resultados inconsistentes y no pronosticables . En el campo de cirugía refractiva, ciertos perfiles de ablación se han sugerido para tratar la condición, a menudo con la meta de incrementar el rango de foco del ojo, en oposición a restaurar la acomodación del ojo del paciente. Muchos de los perfiles de ablación pueden proporcionar un solo excelente foco del ojo, sin embargo no proporcionan una incrementada profundidad de foco, tal como agudeza a distancia óptima, precisión cercana óptima, y precisión intermedia aceptable, que curren simultáneamente . Se han propuesto formas para proporcionar visión distante y visión de cerca mejoradas, sin embargo los actuales enfoques no proporcionan resultados ideales pata todos los pacientes . Para evaluar la efectividad de una corrección refractiva, tal como con lentes de aumento o anteojos, lentes de contacto, lentes intra-oculares o un procedimiento de cirugía refractiva de láser, puede ser conveniente el considerar una función de mérito o calibre de calidad óptica, que puede determinar dicha efectividad. Calibres de calidad óptica se discuten en las solicitudes de patente copendiente Números de Serie 60/431,634, presentada en diciembre 6, 2002 (Expediente del agente No. 018158-022200US) , 60/468,303, presentada en mayo 5, 2003 (Expediente del Agente No. 018158-022210US) , y 10/738,358 presentada diciembre 5, 2003 (Expediente del Agente No. 018158-022220US) , las descripciones de las cuales aquí se incorporan por referencia. Funciones de mérito pueden emplearse en para evaluar funciones post-correctivas y para pronosticar el efecto o resultado de un procedimiento correctivo propuesto. Mientras que la función de mérito puede ser objetiva, también puede ser conveniente que la función de mérito tenga una buena correlación con resultados de pruebas subjetivos tales como precisión visual, precisión de contraste y semejantes. La siguiente métrica óptica puede ser o ha sido empleada como métrica óptica posible o funciones de mérito: error de raíz media cuadrática (RMS = Root Mean Square) de alto orden (HO high order) ; proporción de Strehl; función de transferencia de modulación (MTF = Modulation Transfer Function) a frecuencias espaciales específicas; volumen bajo la superficie MTF hasta una cierta frecuencia espacial; MTF compuesta; energía circundada; y refracciones de frente de ondas . Otras funciones meta o métricas de diagnóstico de función visual, están disponibles para caracterizar lentes y otros sistemas ópticos, incluyendo precisión visual tal como logMAR, error refractivo tales como esfera y cilindro, y sensibilidad de contraste (CS = Contrast Sensitivity) . Sin embargo, muchas de las funciones meta actualmente empleadas son difíciles y problemáticas de implementar con los métodos clínicos actuales, y son insuficientes para utilizar datos clínicos actualmente disponibles y para proporcionar guía para la administración y diagnóstico de dificultades visuales reportadas. Además, muchos de los tratamientos de presbiopía actualmente empleados, no toman en consideración la acomodación residual de un paciente. A la luz de lo anterior, seria conveniente tener mejorados métodos, dispositivos, y sistemas para tratamiento y/o mitigar defectos ópticos, con base en funciones de meta mejorada tal como una función de transferencia de modulación compuesta. Las funciones meta deberán ser implementadas fácilmente con datos clínicos existentes, y con datos clínicos que actualmente se generan por las presentes técnicas de medición. Opcionalmente, sería conveniente el tener mejorados métodos, dispositivos, y sistemas para el tratamiento y/o mitigado de la presbiopía y otros defectos ópticos. Puede ser conveniente el proporcionar mejoradas recetas en la forma de formas de recetas prácticas ajustadas a la medida u optimizadas para tratar o mitigar condiciones de la visión tales como presbiopía en un paciente particular. También sería conveniente el tener mejorados método, dispositivos, y sistemas, para determinar cuando se proporcionar a un paciente con un tratamiento de presbiopía. BREVE COMPENDIO DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona mejorados dispositivos, sistemas y métodos para mitigar o tratar presbiopía y otras condiciones de la visión. La presente invención puede establecer una receta que mitiga o trata presbiopía en un paciente particular. En algunas modalidades, una forma ópticamente optimizada puede ser generada, con base en alimentación de datos del paciente. Típicamente, la forma representara un compromiso entre mejorada visión de cerca y mejorada visión a distancia. Estas formas optimizadas pueden derivarse numéricamente utilizando parámetros suministrados del paciente tales como el tamaño de pupila, acomodación residual y vergencia o recíproca de la distancia focal deseada. Formas que mitigan la presbiopía pueden ajustarse en escala (o variarse de otra forma) en respuesta a datos del paciente tales como uno o más diámetros de pupila. Ajuste en escala apropiado puede determinarse al menos en parte de los datos previos del paciente, de pacientes que tienen diferentes tamaños de pupila y/o formas diferentes. Ventajosamente, recetas que mitigan la presbiopía pueden derivarse, ajustarse utilizando y/u optimizarse, para proporcionar cuando menos una potencia óptica deseada (y/o potencia manifiesta) , a menudo para proporcionar una pluralidad de potencias ópticas en diferentes condiciones de visión, de esta manera aprovechando cambios en tamaños de pupila, cuando se ven objetos bajo diferentes condiciones de visión tales como a diferentes distancias y condiciones de iluminación. La presente invención también proporciona técnicas para determinar cuando se trata a un paciente con un tratamiento presbiopía. . Por ejemplo, pueden establecerse límites de acomodación residual umbrales, y estos- pueden ayudar a indicar si un paciente tiene una cantidad necesaria de acomodación residual mínima a fin de lograr una corrección efectiva. En un primer aspecto, la invención proporciona un método para tratar presbiopía existente o potencial de un paciente. El paciente tiene un ojo con una pupila, un cambio en distancia de observación con el ojo induciendo a un cambio en la dimensión de la pupila. El método comprende medir una primera dimensión de la pupila a una primera distancia de observación y determinar una primera potencia deseada para el ojo en la primera distancia de observación. Una receta para el ojo se determina, de manera tal que la receta proporciona la primera potencia deseada cuando la pupila tiene la primera dimensión, y de manera tal que la receta efectúa un cambio deseado en potencia, en respuesta al cambio en la dimensión de la pupila, el cambio deseado en potencia mitiga la presbiopía. En muchas modalidades, una proporción del cambio deseado en potencia para el cambio en la dimensión de pupila, comprende de aproximadamente 0.25 D/mm a aproximadamente 5.0 D/mm. Cuando el paciente tiene 45 años de edad aproximados o menos, y la proporción puede comprender de aproximadamente 0.25 D/mm a aproximadamente 1.0 D/mm. Cuando el paciente tiene aproximadamente 60 años de edad aproximados o menos la proporción puede comprender de aproximadamente 1.0 D/mm a aproximadamente 5.0 D/mm. Una segunda potencia óptica deseada para el ojo puede determinarse en una segunda distancia de observación. Al menos una tercer distancia óptica deseada para el ojo también puede ser determinada, cada potencia óptica tienen una condición de visión asociada, con una proporción de un cambio deseado incremental en potencia para un cambio incremental en tamaño de pupila que varía dentro de un rango de tamaño de pupila del paciente . El cambio en dimensión de pupila del paciente puede ser medido al medir una segunda dimensión de pupila a la segunda distancia de observación, y/o la proporción del cambio deseado en potencia óptica para el cambio en dimensión de pupila puede asumirse o considerarse consistente para una pluralidad de pacientes.

El ojo puede tener un rango de acomodación residual, y la primera potencia deseada para el ojo puede determinarse, de manera tal que el ojo ajusta dentro del rango de acomodación residual, cuando se observa en la primera distancia de observación con la primera potencia óptica deseada. Opcionalmente, en particular cuando el paciente tiene aproximadamente 60 años de edad o menos, la primera potencia deseada para el ojo y/o el cambio deseado en potencia pueden ajustarse, en respuesta a un encogimiento anticipado de la pupila con la edad y/o reducción anticipada de la acomodación residual . La receta puede determinarse al menos en parte por optimización iterativa de una función meta, al ajustar en escala una forma refractiva y/o por derivación analítica o numérica de una forma óptica proporcionando una pluralidad de potencias ópticas deseadas en una pluralidad asociada de condiciones de observación. En un aspecto de sistema, la invención proporciona un sistema para tratar presbiopía existente o potencial de un paciente. El paciente tiene un ojo con una pupila, un cambio en distancia de observación con el ojo que induce un cambio en dimensión de pupila. El sistema comprende un pupilómetro para medir una primera dimensión de la pupila, mientras el ojo esta observando a una primera distancia de observación. Un módulo para generar receta tiene una alimentación que acepta una potencia deseada para el ojo y la primera dimensión. El módulo determina una receta para el ojo proporcionando una primera potencia deseada cuando la pupila tiene la primera dimensión, la receta efectúa un cambio deseado en potencia, en respuesta al cambio en dimensión de pupila. El cambio deseado en potencia mitiga la presbiopía. El módulo de generación de receta, puede comprender un módulo de optimizado, que determina la receta con base en el diámetro de pupila y la potencia deseada utilizando una función meta apropiada para la presbiopía; un módulo de ajuste en escala que ajusta una porción central de una forma de receta con base en la dimensión de la pupila, de manera tal que la forma de la receta mejora la presbiopía, y de manera tal que la porción central tiene una porción entre aproximadamente 0.35 y aproximadamente 0.55 de la dimensión de pupila; y/o un módulo de cálculo de receta, que calcula una receta para mitigar presbiopía para el ojo, en respuesta a la dimensión de pupila y el cambio en la dimensión de pupila, de manera tal que el ojo tiene la primera potencia deseada adecuada para la primera distancia de observación y de manera tal que el ojo tenga una segunda potencia deseada para una segunda distancia de observación. Opcionalmente, un láser puede imponer la receta en el ojo, típicamente por ablación de tejido córneo .

En otro aspecto, la invención proporciona un método para determinar una receta que mitiga o trata presbiopía en un paciente particular. El método comprende seleccionar una función meta apropiada para presbiopía de un ojo, alimentando un conjunto de parámetros del paciente, específicos para el paciente particular, y determinar una forma óptica para el paciente particular que es apropiada para diferentes condiciones de observación, con base en el conjunto de parámetros del paciente por función meta para mitigar o tratar la presbiopía en el paciente. La función meta puede reflejar la calidad óptica a través de un rango de vergencia. La función meta también puede comprender una proporción de un parámetro óptico del ojo con un parámetro de teoría de difracción. En forma relacionada, la función meta también puede comprender cuando menos un parámetro seleccionado del grupo que consiste de Proporción de Strehl (SR = Strehl Ratio) , función de transferencia de modulación (MTF = Modulation Transfer Function) , función de dispersión de punto (PSF = Point Spread Function) , energía circundada (EE = Encircled Energy) , volumen MTF o volumen bajo la superficie MTF MTFV, función de transferencia de modulación compuesta (CMTF = Compound Modulation Transfer Function) , y sensibilidad de contraste (CS = Contrast Sensitivity) . La función meta también puede basarse en componentes ópticos geométricos. Similarmente, la función meta también puede determinarse utilizando trazos de rayos. En este contexto, la frase "trazo de rayos" tiene un significado idéntico a "componentes geométricos". El conjunto de parámetros del paciente puede incluir cuando menos un parámetro seleccionado del grupo que consiste de tamaño de pupila, acomodación residual, necesidad de potencia y vergencia. En este contexto la frase "necesidad de potencia" tiene un significado idéntico a "vergencia" . La receta puede comprender una forma óptica determinada alimentando un conjunto de parámetros del paciente específicos para el paciente particular, en un optimizador. La forma se deriva para el paciente particular de acuerdo con una función meta para mitigar o tratar la presbiopía en el paciente . Una forma inicial óptica puede alimentarse, la forma inicial a menudo es parcialmente simétrica. En forma relacionada, la forma radialmente simétrica puede descomponerse en un conjunto de polinomios que tienen al menos dos variables independientes . Además una de las dos variables independientes como mínimo puede ser la proporción del diámetro de forma ajustado a la medida al diámetro de pupila. La optimización iterativa puede seleccionar ser el grupo que consiste del método Downhill Simplex, el método de ajuste de Dirección, y el método de Templado Simulado, o semejantes. El conjunto de parámetros del paciente puede incluir por lo menos un parámetro seleccionado del grupo que consiste de tamaño de pupila, acomodación residual y potencia requerida. Opcionalmente, la presbiopía puede tratarse al administrar al paciente un procedimiento seleccionado del grupo que consiste de ablación de una córnea del paciente para proporcionar una forma córnea que corresponde a la forma óptica, proporcionando al paciente con un lente de contacto o gafas que tienen una forma que corresponde a la forma óptica, y proporcionar al paciente con un lente intra-ocular que tiene una forma que corresponde a la forma óptica. La forma óptica puede determinarse con base, al menos en parte, en una expansión tal como de polinomio regular (polinomios con términos de potencias pares ("EPTP" = Even-Power-Term Polynomials) o no-EPTP) , un polimonio Zernike, una serie Fourier, y una totalidad de forma discreta. La expansión puede ser una expansión no-EPTP de tercer o cuarto orden, o una expansión EPTP de sexto u octavo orden. La forma óptica puede determinarse, con base al menos en parte en una proporción de adición de presbiopía a pupila (PAR = Presbyopya-Add to pupil Ratio) , la PAR está en el rango de aproximadamente 0.2 a aproximadamente 1.0. En otro aspecto del sistema, la presente invención proporciona un sistema para establecer una receta que mitiga o trata presbiopía en un paciente particular, en donde el sistema incluye una alimentación que acepta un conjunto de parámetros del paciente y un módulo que determina una forma óptica para el paciente particular, con base en el conjunto de parámetros del paciente, utilizando una función meta apropiada para presbiopía de un ojo. El módulo puede incluir soporte lógico y/o equipo físico para procesamiento de datos, y puede ser integrado opcionalmente con otras estructuras de procesamiento de datos . El módulo puede comprender un módulo optimizador que determina la receta para el paciente particular, con base en el conjunto de parámetros del paciente, utilizando una función meta apropiada para presbiopía de un ojo. Un procesador puede generar un perfil de ablación, y un sistema láser puede dirigir energía láser sobre la córnea, de acuerdo con el perfil de ablación para volver a perfilar una superficie de la córnea a partir de la primera forma a la segunda forma, la segunda forma corresponde a la forma óptica determinada. Diámetros de pupila pueden ser medidos para alimentación bajo una o más de las siguientes condiciones: cuando se enfoque en un objeto cercano; cuando se enfoca en un objeto distante; bajo condiciones fotópicas; bajo condiciones mesópicas; bajo condiciones escotópicas . La forma de receta puede ser asférica, cuando la porción central de la forma de la receta es asférica; la forma de receta puede ser esférica cuando la porción central de la forma de receta es esférica; la forma de receta puede ser asférica cuando la porción central de la forma de receta es esférica; y/o la forma de receta puede ser esférica cuando la porción central de la forma de receta es asférica, con efectos de aleta LASIK y sanado y semejantes, que varían opcionalmente la forma final del ojo. La dimensión de la porción central de la forma de receta puede comprender un diámetro de la porción central y puede permanecer dentro de un rango entre aproximadamente 0.4 y aproximadamente 0.5 del diámetro de pupila del paciente particular, o dentro de un rango entre aproximadamente 0.43 y aproximadamente 0.46 del diámetro de pupila del paciente particular; una potencia de la porción central opcionalmente está entre aproximadamente 1.5 dioptrías y aproximadamente 4.0 dioptrías (idealmente es de aproximadamente 3.1 dioptrías) . En otro aspecto, la invención proporciona un método para tratar presbiopía del ojo de un paciente. El método comprende identificar un primer tamaño de pupilas del ojo bajo una primera condición de observación. Un segundo tamaño de pupila del ojo se identifica bajo una segunda condición de observación. Una receta de mitigación de presbiopía se calcula para el ojo, en respuesta a los tamaños de pupila, de manera tal que el ojo tenga una primera potencia adecuada para la primera condición de observación en el primer tamaño y de manera tal que el ojo tenga una segunda potencia adecuada para una segunda condición de observación en el segundo tamaño . El calcular la receta puede comprender la determinación de una primera potencia efectiva del ojo, con el primer tamaño de pupila y calcular una segunda potencia efectiva del ojo con el segundo tamaño de pupila. El primer y segundo diámetros de pupila pueden medirse del ojo del paciente mientras que el ojo observa con la primera y segunda condiciones de observación, respectivamente . La receta a menudo comprende una forma de receta y el método puede incluir alterar la refracción del ojo de acuerdo con la forma de la receta. La refracción del ojo puede alterarse utilizando al menos uno de un láser, un lente de contacto, un lente intraocular, y una gafa. Uno o más diámetros de pupila adicionales del ojo pueden determinarse bajo una o más condiciones de visión asociadas, y la receta puede calcularse, de manera tal que el ojo tenga potencias apropiadas, adecuada para ver en cada condición de observación adicional . La receta puede derivarse al determinar cuando menos un coeficiente de un conjunto de polinomios Zernike. El calcular la receta a menudo comprende determinar una pluralidad de coeficientes Zernike selectos de aberración esférica en diversos órdenes. El ojo en la primera condición de observación puede ver a una primera distancia de observación, y el ojo en la segunda distancia de observación puede ver a una segunda distancia de observación que es menos que la primera distancia, con la segunda potencia que es más negativa que la primera potencia. El ojo en la primera condición de observación puede obtener una potencia entre 0.25D y -0.25D, y el ojo en la segunda condición de observación puede tener una potencia entre -0.5D y -3.0D. En otro aspecto, la invención puede comprender un método para derivar una receta para un oj o . El método comprende determinar una expansión de polinomio a partir de un frente de ondas de un ojo, y calcular una pluralidad de potencias efectivas, con base en una pluralidad de coeficientes de expansión de la expansión de polinomio en diferentes tamaños de pupila de observación. La receta puede generarse para proporcionar una pluralidad de potencias efectivas deseadas en los tamaños de pupila. Todavía en otro aspecto, la invención proporciona un método para determinar una potencia efectiva de un ojo bajo una condición de observación. El método comprende determinar una pluralidad de coeficientes de expansión de polinomio Zernike, partir de un frente de- onda de un ojo, mientras que el ojo tiene un primer tamaño de pupila, y determinar un segundo tamaño de pupila de la pupila bajo la condición de observación. La potencia efectiva del ojo se calcula a partir de al menos uno de los coeficientes del polinomio Zernike, a partir de una relación entre la potencia efectiva y tamaño de pupila. Todavía en otro aspecto, la invención proporciona un sistema para corregir refracción de un ojo, el sistema comprende cuando menos una alimentación para un primer tamaño de pupila del ojo bajo una primera condición de observación y un segundo tamaño de pupila del ojo bajo una segunda condición de observación. Un módulo para cálculo de receta, calcula una receta que mitiga presbiopía para el ojo, en respuesta a los tamaños de pupila, de manera tal que el ojo tiene una primera potencia adecuada para la primera condición de observación en el primer tamaño y de manera tal que el ojo tenga una segunda potencia adecuada para la segunda condición de observación en el segundo tamaño. En otro aspecto, la invención proporciona un sistema para derivar una receta para un ojo, el sistema comprende un módulo de expansión de polinomio que tiene una alimentación para un frente de ondas de un ojo y una salida para una expansión de polinomio. Un módulo de potencia efectiva tiene una alimentación acoplada a la salida del módulo de expansión de polinomio y una salida. El módulo de potencia efectiva determina una potencia efectiva a partir de la expansión de polinomio. Un módulo de receta se acopla a un módulo de potencia efectiva. El módulo de receta genera la receta para proporcionar una pluralidad de diferentes potencias efectivas deseadas a una pluralidad asociada de diferentes tamaños de pupila de observación. Todavía en otro aspecto, la invención proporciona un sistema para determinar una potencia efectiva de un ojo bajo una condición de observación, el sistema comprende una primera alimentación para una pluralidad de coeficientes expansión de polinomio Zernike a partir de un frente de ondas de un ojo mientras que el ojo tiene un primer tamaño de pupila. Una segunda alimentación acepta un segundo tamaño de pupila de la pupila bajo la condición de observación. Un módulo para cálculo de potencia efectiva, calcula la potencia efectiva del ojo a partir de al menos uno de los coeficientes del polinomio Zernike y una relación entre la potencia efectiva y el tamaño de pupila. En un aspecto, la presente invención proporciona un método para tratar presbiopía existente y/o potencial de un paciente, que tiene un ojo con una pupila, en donde un cambio en distancia de observación con el ojo induce un cambio en la dimensión de pupila. El método puede incluir medir una primera dimensión de la pupila a una primera distancia de observación, determinar una primera potencia deseada para el ojo en la primera distancia de observación, y determinar una receta para el ojo de manera tal que la receta proporciona la primera potencia deseada cuando la pupila tiene la primera dimensión y de manera tal que la receta efectúa un cambio deseado en potencia, en respuesta al cambio en dimensión de pupila, el cambio deseado en potencia mitiga la presbiopía, en donde la receta proporciona una precisión visual observada de 20/25 o mejor y J3 o mejor. En otro aspecto, la presente invención proporciona un sistema para derivar una receta para el ojo de un paciente. El sistema puede incluir un módulo de expansión de polinomio que tiene una alimentación para un frente de onda del ojo y una salida para una expansión de polinomio, en donde un módulo de potencia efectiva que tiene una alimentación acoplada a la salida del módulo de expansión de polinomio y una salida, el módulo de potencia efectiva determina una potencia efectiva a partir de la expansión de polinomio, y un módulo de receta acoplado al módulo de potencia efectiva, el módulo de receta genera la receta para proporcionar una pluralidad de diferentes potencias efectivas deseadas en una pluralidad asociada de diferentes tamaños de pupila de observación, de manera tal que el ojo tiene una precisión visual observada de 20/25 o mejor y J3 o mejor. El sistema además puede incluir un módulo de tabla de tratamiento acoplado al módulo de receta, en donde el módulo de tabla de tratamiento se conFigura para generar una tabla de tratamiento con base en la receta y la superficie de corrección refractiva para el ojo. En algunos aspectos, el módulo de receta además puede generar una superficie óptica reforzada, en donde la superficie óptica reforzada cuando menos compensa parcialmente cualesquiera efectos de sanado y aleta LASIK. En aspectos relacionados, una profundidad de la superficie óptica reforzada puede ser 15% mayor que una profundidad de la receta. En aspectos adicionales, la superficie de corrección refractiva puede incluir una superficie de corrección refractiva retraída, en donde la corrección refractiva retraída puede cuando menos compensar parcialmente un sesgo miope. En algunos aspectos, la potencia de la superficie de corrección refractiva retraída puede ser de 0.6 dioptría menos que la potencia de superficie de corrección refractiva. En aspectos relacionados, el paciente puede tener menos de 59 años de edad. En otro aspecto, la presente invención proporciona un método para determinar si se proporciona a un paciente con el tratamiento de presbiopía, en donde el paciente tiene un ojo con una pupila. El método puede incluir alimentación de una dimensión de pupila, alimentar una respuesta de dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo, calcular una acomodación de residuo umbral del ojo con base en la dimensión de pupila y la respuesta de dimensión de pupila, y determinar si se proporciona al paciente con tratamiento de presbiopía, con base en una comparación de una acomodación residual del ojo con la acomodación residual umbral calculado para el ojo. El método también puede incluir el determinar para proporcionar al paciente con el tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede la acomodación residual umbral calculado para el ojo. En algunos aspectos, el cambio en condición de observación del ojo puede incluir un cambio en la distancia de observación. En aspectos relacionados, el cambio en condición de observación del ojo puede incluir un cambio en condición de iluminación. La dimensión de pupila puede incluir por ejemplo un radio de pupila. En un aspecto adicional, la respuesta en dimensión de pupila puede incluir un encogimiento en dimensión de pupila, y el cambio en condición de observación puede incluir un miembro seleccionado del grupo que consiste de una disminución en distancia de observación y un incremento en condición de iluminación. En algunos aspectos, la dimensión de pupila incluye un radio de pupila (R) , la respuesta en dimensión de pupila incluye un porcentaje de encogimiento de pupila debido a acomodación ( d ) y la acomodación residual umbral del ojo (A,.in) se calcula como: En un aspecto, la presente invención proporciona un sistema para determinar si se proporciona un paciente con un tratamiento de presbiopía, en donde el paciente tiene un ojo con una pupila. El sistema puede incluir una alimentación que acepta una dimensión de pupila, una alimentación que acepta una respuesta en dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo, y un primer módulo acoplado con la alimentación de dimensión de pupila y la alimentación de respuesta en dimensión de pupila. El primer módulo puede configurarse para calcular una acomodación residual umbral del ojo con base en la dimensión de pupila y la respuesta en dimensión de pupila. La acomodación residual umbral puede utilizarse para determinar si se proporciona al paciente con el tratamiento de presbiopía. En un aspecto relacionado, el sistema además puede incluir una alimentación que acepta una acomodación residual del ojo, y un segundo módulo acoplado a la alimentación de acomodación residual y el primer módulo. El segundo módulo puede configurarse para determinar si se proporciona al paciente con el tratamiento de presbiopía, con base en una comparación de la acomodación residual del ojo, con la acomodación residual de umbral calculado para el ojo. En algunos aspectos, el segundo módulo se conFigura para determinar el proporcionar al paciente con el tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede a la acomodación umbral calculado para el ojo. El cambio en condición de observación del ojo puede incluir un cambio en una distancia de observación. En algunos aspectos, el cambio en condición de observación del ojo puede incluir un cambio en condiciones de iluminación. La dimensión de pupila puede incluir por ejemplo un radio de pupila. En algunos aspectos, la respuesta de la dimensión de pupila puede incluir un encogimiento en la dimensión de pupila y el cambio en la condición de observación puede incluir un miembro seleccionado del grupo que consiste de una disminución en la distancia de observación en aumento en condición de iluminación. En aspectos relacionados, la dimensión de pupila del ojo puede incluir un radio de pupila (R) , la respuesta en dimensión de pupila puede incluir un porcentaje de encogimiento de pupila debido al acomodación ( d ) , y la acomodación residual umbral del ojo An±n) puede calcularse como: jít ttaitm: 0.2i?2 -(0.53£2 -i- 5)i£+3.2d 2 En otro aspecto, la presente invención proporciona un producto de programa de computadora para determinar si se proporciona un paciente con un tratamiento de presbiopía, en donde el paciente tiene un ojo con una pupila. El producto de programa puede incluir un código para aceptar una dimensión de pupila, código para aceptar una acomodación residual del ojo, código para aceptar una respuesta de dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo, código para calcular una acomodación residual umbral del ojo, con base en la dimensión de pupila y la respuesta de dimensión de pupila, código para determinar si se proporciona al paciente con un tratamiento de presbiopía con base en una comparación de la acomodación residual del ojo con la acomodación residual umbral calculado para el ojo, y un medio legible por computadora para almacenar los códigos . El producto de programa de computadora de la reivindicación 24, en donde el código para determinarse si se proporciona al paciente con tratamiento de presbiopía comprende un código para determinar el proporcionar al paciente con el tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede la acomodación umbral calculado para el ojo. En otro aspecto, la presente invención proporciona un método para suministra un paciente con un tratamiento de presbiopía, en donde el paciente tiene un ojo con una pupila. El método puede incluir alimentar una dimensión de pupila, alimentar una respuesta de dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo, calcular una acomodación residual umbral del ojo con base en la dimensión de pupila y la respuesta de dimensión de pupila, y proporcionar al paciente con el tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede la acomodación residual umbral calculada para el ojo. Para una comprensión más íntegra de la naturaleza y ventajas de la presente invención, deberá hacerse referencia a la siguiente descripción detallada que se toma en conjunto con los dibujos acompañantes. BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS La Figura 1 ilustra un sistema de ablación láser de acuerdo con una modalidad de la presente invención . La Figura 2 ilustra un sistema de computadora simplificado de acuerdo con una modalidad de la presente invención .

La Figura 3 ilustra un sistema de medición de frente de ondas de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 3A ilustra otro sistema de medición de frente de ondas de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 4A ilustra un ejemplo de la MTF compuesta (panel superior) contra sus curvas MTF individuales correspondientes a 15, 30 y 60 ciclos por grados (panel inferior) . La Figura 4B ilustra un ejemplo de la MTF compuesta (panel superior) contra sus curvas MTF virtuales correspondientes a 10, 20 y 30 ciclos por grado (panel inferior) . La Figura 5 es un diagrama de flujo que ilustra etapa de método ejemplares para optimizar una receta óptica que trata o corrige una condición de visión. La Figura 6 muestra un proceso de flujo de datos para optimización de forma, para corrección o tratamiento de una condición de visión. La Figura 7 ilustra una comparación de un método de ajuste de Dirección y un método Downhill Simple. Las Figuras 8A y 8B ilustran recetas alternas optimizadas para un ojo de un paciente particular, y sus características .

La Figura 8C ilustra una comparación de valores optimizadores utilizando polinomios de términos pares y polinomios con términos de todas las potencias para tamaños de pupilas de 4 mm, 5 mm y 6 mm. Las Figuras 9A-D, muestran recetas para mitigar presbiopía alternas optimizadas para el ojo de un paciente particular. La Figura 10 ilustra efectos de interferencia al azar en recetas optimizadas para un ojo de un paciente particular. Las Figuras 11A-C comparan recetas optimizadas con tratamientos alternos para diferentes tamaños de pupila. Las Figuras 12A-C comparan recetas optimizadas a tratamientos alternos para un rango de distancias de observación. La Figura 13 ilustra diagramas de observación simulados en diferentes distancias para comparar recetas optimizadas con tratamientos alternos. Las Figuras 14-16 ilustran exhibiciones de pantalla de computadora con interfase gráfica para un optimizador de receta y sistema. Las Figuras 17 y 18 ilustran tamaños de pupilas y cambios en diferentes condiciones de observación para un paciente particular.

La Figura 19 ilustra gráficamente valores optimizadores para diferentes niveles de acomodación residual . La Figura 20 ilustra efectos de cambio de pupila y acomodación residual en recetas optimizadas para un paciente particular. Las Figuras 21A-C ilustran efectos de cambio de pupila y acomodación residual en recetas optimizadas para un paciente particular. Las Figuras 22-24 comparan propiedades ópticas y resultados de ojos corregidos con una receta optimizada a tratamientos alternos . La Figura 25 ilustra esquemáticamente un sistema para determinar una receta para un paciente particular y suministrar ese tratamiento utilizando cirugía refractiva láser. La Figura 26A ilustra una relación entre acomodación y tamaño de pupila cuando ojos sanos se ajustan a diferentes distancias de observación. La Figura 26B ilustra una relación ejemplar entre potencia efectiva de un ojo y tamaño de pupila para un paciente, como puede disponerse por las recetas de presbiopía de la presente invención, al generar una forma óptica que afecta cambios deseados en potencia con cambios en tamaño de pupila de un paciente particular bajo diferentes condiciones de observación.

La Figura 26C ilustra una relación entre potencia manifiesta y diámetro de pupila, por ejemplo como se mide en pacientes que tienen diferentes diámetros de pupila que se han tratado exitosamente con una receta que mitiga presbiopía. Esta relación puede emplearse para identificar un cambio deseado en potencia óptica con cambios en diámetro de pupila para un paciente específico. Las Figuras 27A-B ilustra gráficamente propiedades ópticas de un ojo relevantes para presbiopía. La Figura 28 ilustra esquemáticamente una forma para mitigar presbiopía que tiene una región de adición central . Las Figuras 29 y 30 ilustran esquemáticamente acomodación residual y tratamientos de presbiopía para incrementar un rango focal . Las Figuras 31-37 ilustran gráficamente resultados de tratamientos que mitigan presbiopía para una población de pacientes individuales . La Figura 38 ilustra gráficamente acomodación a través de un rango de diferentes edades de paciente. La Figura 39 ilustra esquemáticamente otro sistema para determinar una receta para mitigar presbiopía para un paciente particular y suministrar ese tratamiento utilizando cirugía refractiva láser.

Las Figuras 40 y 41 ilustran gráficamente una receta para mitigar presbiopía derivada para proporcionar potencias efectivas apropiadas en dos diferentes condiciones de observación para un paciente particular. Las Figuras 42 y 43 ilustran gráficamente una receta para mitigar presbiopía derivada para proporcionar potencias efectivas apropiadas en tres diferentes condiciones de observación para un paciente particular. Las Figuras 44 y 45 ilustran gráficamente una receta para mitigar presbiopía derivada para proporcionar potencias efectivas apropiadas en cuatro condiciones de observación diferentes para un paciente particular. Las Figuras 46A y 46B ilustran gráficamente diferentes recetas para mitigar presbiopía que proporcionan diferentes características de variación de potencia efectiva durante cambios en tamaño de pupila bajo diferentes condiciones de observación. Las Figuras 47 y 48 ilustran gráficamente efectos de diferentes tamaños de pupila o recetas para mitigar presbiopía derivadas y sus características ópticas . La Figura 49 ilustra letras de una gráfica optométrica simulada como se ve con un ojo presbiópico tratado con una receta para mitigar presbiopía, derivada para un paciente particular.

Las Figuras 50A y 50B ilustran una correlación de potencia/pupila ejemplar y receta de presbiopía correspondiente . La Figura 51A muestra un perfil de potencia de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 51B muestra una forma de presbiopía de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 52 muestra resultados de 4 pacientes, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 53 muestra una forma ejemplar de presbiopía de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura' 54 ilustra valores optimizadores de diversos tamaños de pupila con diferentes números de términos de expansión, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 55 ilustra valores optimizadores como función de acomodación y diversos tamaños de pupila, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. La Figura 56 muestra formas ópticas optimizadas, de acuerdo con una modalidad de la presente invención . La Figura 57 muestra valores optimizadores como una función de encogimiento de pupila, de acuerdo con una modalidad de la presente invención. DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN Aunque los métodos, dispositivos y sistemas de la presente invención se describen primordialmente en el contexto de un sistema de cirugía láser para ojos, deberá entenderse que las técnicas de la presente invención pueden adaptarse para utilizar en otros procedimientos y sistemas para tratamiento de los ojos, tales como lentes de contacto, lentes intra-oculares, queratotomía radial, remodelado térmico de tejido córneo colágeno, estructuras de lentes córneos removibles, gafas de vidrio o de cristal, implantes de anillo córneo y semejantes. Pasando ahora a los dibujos, la Figura 1 ilustra un sistema de cirugía láser para ojos 10 de la presente invención, incluyendo un láser 12 que produce un haz láser 14. El láser 12 se acopla ópticamente a los componentes ópticos de suministro láser 16, que dirigen haz láser 14 a un ojo E del paciente P. Una estructura para soporte de componentes ópticos de suministro (que no se ilustra aquí por claridad) se extiende desde un bastidor 18 que soporta el láser 12. Un microscopio 20 se monta en la estructura de soporte de componentes ópticos de suministro, el microscopio a menudo se utiliza para formar en imagen la córnea de un oj o E . El láser 12 generalmente comprende un láser excímer, que comprende idealmente un láser de argón-flúor, que produce pulsos de luz láser con una longitud de onda de aproximadamente 193 nm. El láser 12 de preferencia se diseñará para proporcionar una fluencia estabilizada de realimentación en el ojo del paciente, suministro mediante los componentes ópticos de suministro 16. La presente invención también puede ser útil con fuentes alternas de radiación ultravioleta o infrarroja, particularmente aquellas adaptadas para ablación en forma controlable del tejido córneo, sin provocar daño significante a tejidos adyacentes y/o subyacentes del ojo. Estas fuentes incluyen pero no están limitadas a, láseres de estado sólido y otros dispositivos que pueden generar energía en la longitud de onda ultravioleta entre aproximadamente 185 y 205 nm y/o aquellas que utilizan técnicas de multiplicación de frecuencia. Por tanto, aunque un láser excímer es la fuente ilustrativa de un haz de ablación, pueden emplearse otros láseres en la presente invención. El sistema láser 10 en general incluirá una computadora o procesador programable 22. El procesador 22 puede comprender (o hacer interfase) con un sistema PC convencional incluyendo dispositivos de interfase de usuario estándar tales como un teclado, un monitor de exhibición y semejantes. El procesador 22 típicamente incluirá un dispositivo de alimentación tal como una unidad de discos óptica o magnética, una conexión a Internet, o semejantes. Estos dispositivos de alimentación a menudo se utilizarán para descargar un código ejecutable por computadora, a partir de un medio de almacenamiento tangible 29 que incorpora cualquiera de los métodos de la presente invención. Un medio de almacenamiento tangible 29 puede tomar la forma de un disco flexible, un disco óptico, una cinta de datos, una memoria volátil o no volátil, RAM, o semejantes, y el procesador 22 incluirá los tableros de memoria y otros componentes estándar de sistemas de computadora modernos para almacenar y ejecutar este código. Medios de almacenamiento tangibles 29 pueden incorporar opcionalmente datos de sensor de frente de ondas, gradientes de frente de ondas, un mapa de elevación de frente de ondas, un mapa de tratamiento, un mapa de elevación córnea y/o una tabla de ablación. Mientras que el medio de almacenamiento tangible 29, a menudo se utilizará directamente en cooperación con un dispositivo de alimentación del procesador 22, el medio de almacenamiento también puede ser acoplado en forma operativa remota con el procesador mediante conexiones en red tales como Internet, o por métodos inalámbricos tales como infrarrojo, Bluetooth, o semejantes. El láser 12 y los componentes ópticos de suministro 16 en general dirigirán el haz láser 14 al ojo del paciente P bajo la dirección de una computadora 22. La computadora 22 a menudo ajustará selectivamente el haz láser 14 para exponer porciones de la córnea a los pulsos de energía láser, para efectuar una escultura predeterminada de la córnea y alterar las características refractivas del ojo. En muchas modalidades, tanto el haz láser 14 como el sistema óptico de suministro de láser 16 estarán bajo control de computadora del procesador 22 para efectuar el procesamiento de escultura con láser deseado, con el procesador que efectúa (y opcionalmente modifica) el patrón de pulsos láser. El patrón de pulsos puede resumirse en datos legibles por máquina de medio de almacenamiento tangible 29 en la forma de una tabla de tratamiento, y la tabla de tratamiento puede ajustarse de acuerdo con una retro-alimentación suministrada al procesador 22 desde un sistema de análisis de imagen automatizado en respuesta a retro-alimentación de datos que se proporciona de un sistema de retro-alimentación del sistema de supervisión de ablación. Opcionalmente, la retro-alimentación puede suministrarse manualmente al procesador por un operador del sistema. Esta retro-alimentación puede proporcionarse al integrar el sistema de medición de frente de ondas descrito a continuación con el sistema de tratamiento láser 10, y el procesador 22 puede continuar y/o terminar un tratamiento de escultura en respuesta a re-alimentación y también opcionalmente modificar la escultura planeada con base al menos en parte en la re-alimentación. Sistemas de medición se describen adicionalmente en la patente de los E.U.A. No . 6,315,413, toda la descripción de los cuales se incorpora aquí por referencia. El haz láser 14 puede ajustarse para producir la escultura deseada utilizando una variedad de mecanismos alternos. El haz láser 14 puede limitarse selectivamente utilizando una o más aberturas variables . Un sistema de abertura variable ejemplar que tiene iris variable y una ranura de ancho variable, se describe en la patente de los E.U.A. ?o. 5,713,892, toda la descripción de la cual se incorpora aquí por referencia. El haz láser también puede ajustarse a la medida al variar el tamaño y desplazamiento del punto láser desde un eje del ojo, como se describe en las patentes de los E.U.A. os. 5,683,379, 6,203,539 y 6,331,177, todas las descripciones de las cuales aquí se incorporan por referencia. Aún más son posibles alternativas, incluyendo barrer el haz láser sobre la superficie del ojo y controlar el número de pulsos y/o tiempo de residencia en cada sitio, como se describe por ejemplo en la patente de los E.U.A. No. 4,665,913, toda la descripción de la cual aquí se incorpora por referencia; utilizar máscaras en la ruta óptica del haz láser 14 que someten a ablación .para variar el perfil del haz incidente en la córnea, como se describe en la patente de los E.U.A. No. 5,807,379, toda la descripción de la cual se incorpora aquí por referencia; sistemas de barrido de perfil híbrido, en donde un haz de tamaño variable (típicamente controlado por una ranura de ancho variable y/o diafragma de iris con diámetro variable) se barre a través de la córnea; o semejante. Los programas de computadora y la metodología de control para estas técnicas para ajuste a la medida de patrón láser están bien descritos en la literatura de patente. Componentes y subsistemas adicionales pueden incluirse con sistema láser 10, como habrá de entenderse por aquellos con destreza en la técnica. Por ejemplo, integradores espaciales y/o temporales pueden incluirse para controlar la distribución de energía dentro del haz láser, como se describe en la Patente de los E.U.A. Número 5,646,791, toda la descripción de la cual aquí se incorpora por referencia. Filtros/evacuadores de efluentes de ablación, aspiradores y otros componentes auxiliares del sistema de cirugía láser se conocen en la técnica. Mayores detalles de sistemas convenientes para realizar un procedimiento de ablación con láser pueden encontrarse en las Patentes comúnmente cedidas de los E.U.A. Números 4,665,913, 4,669,466, 4,732,148, 4,770,172, 4,773,414, 5,207,668, 5,108,388, 5,219,343, 5,646,791, y 5,163,934, las descripciones completas de las cuales aquí se incorporan por referencia. Sistemas convenientes también incluyen sistemas de láser refractivo comercialmente disponibles tales como aquellos fabricados y/o vendidos por Alcon, Bausch & Lomb, Nidek, aveLight, LaserSight, Schwind, Zeiss-Meditec, y semejantes. Datos base pueden nada más ser caracterizados para particulares láseres o condiciones operativas, al tomar en cuenta variables ambientales localizadas tales como temperatura, humedad, flujo de aire y aspiración. La Fig. 2 es un diagrama de bloques simplificado de un sistema de computadora ejemplar 22 que puede emplearse por el sistema de cirugía láser 10 de la presente invención. El sistema de computadora 22 típicamente incluye cuando menos un procesador 52 que puede comunicar con una cantidad de dispositivos periféricos mediante un subsistema de conducto 54. Estos dispositivos periféricos pueden incluir un subsistema de almacenamiento 56 , que comprende un subsistema de memoria 58 y un subsistema de almacenamiento de archivos 60, dispositivos de alimentación de interfase de usuario 62 , dispositivos de salida de interfase de usuario 64 y un subsistema de interfase de red 66 . El subsistema de interfase de red 66 proporciona una interfase a redes externas 68 y/u otros dispositivos tales como el sistema de medición de frente de ondas 30. Dispositivos de alimentación de interfase de usuario 62 pueden incluir un teclado, dispositivos de señalamiento tales como ratón, bola de seguimiento, botonera o tableta de gráficos, un digitalizador (escáner), pedales, una palanca de mandos para juegos, una pantalla sensible al tacto incorporada en el exhibidor, dispositivos de alimentación de audio, tal como sistemas de reconocimiento de voz, micrófonos y otros tipos de dispositivos de alimentación. Dispositivos de alimentación del usuario 62, a menudo se utilizarán para descargar un código ejecutable por computadora desde un medio de almacenamiento tangible 29 que incorpora cualquiera de los métodos de la presente invención. En general, el uso del término "dispositivo de alimentación" se pretende que incluya una variedad de dispositivos convencionales y de propiedad y formas para alimentar información en el sistema de computadora 22. Dispositivos para salida de interfase de usuario 64 pueden incluir un subsistema de exhibición, una impresora, una máquina de fax, o exhibidores no visuales tales como dispositivos de salida de audio. El subsistema de exhibición puede ser un tubo de rayos catódicos (CRT = Cathode Ray Tube) , un dispositivo de panel plano tal como un exhibidor de cristal líquido (LCD = Liquid Crystal Display) , un dispositivo de proyección o semejantes. El subsistema de exhibición también puede proporcionar una exhibición no visual tal como dispositivos de salida de audio. En general, uso del término "dispositivo de salida" se pretende que incluya una variedad de dispositivos convencionales y de propiedad y formas para enviar de salida información del sistema de computadora 22 a un usuario. Subsistemas de almacenamiento 56 pueden almacenar la programación básica y construcciones de datos que proporcionan la funcionalidad de diversas modalidades de la presente invención. Por ejemplo, una base de datos y módulos que implementan la funcionalidad de los métodos de la presente invención, como aquí se describe, pueden almacenarse en el subsistema de almacenamiento 56. Estos módulos de soporte lógico en general se ejecutan por el procesador 52. En un ambiente distribuido, los módulos de soporte lógico pueden almacenarse en una pluralidad de sistemas de computadora y ejecutarse por procesadores de la pluralidad de sistemas de computadora. El subsistema de almacenamiento 56 típicamente comprende el subsistema de memoria 58 y el subsistema de almacenamiento de archivos 60. El subsistema de memoria 58 típicamente incluye un número de memorias, incluyendo una memoria de acceso aleatorio principal (RAM = Random Access Memory) , para almacenar instrucciones y datos durante ejecución del programa y una memoria de sólo lectura (ROM = Read Only Memory) 72 en donde se almacenan instrucciones fijas. El subsistema de almacenamiento de archivos 60 proporciona almacenamiento persistente (no volátil) de archivos y datos del programa, y puede incluir medio de almacenamiento tangible 29 (Fig. 1) que opcionalmente puede incorporar datos de sensor de frente de ondas, gradientes de frente de ondas, mapa de elevación de frente de ondas, un mapa de tratamiento y/o una tabla de ablación. El subsistema de almacenamiento de archivos 60 puede incluir una unidad de discos duros, una unidad de discos flexibles junto con medio desmontable, una unidad de memoria de sólo lectura de disco digital (CD-ROM = Compact Digital Read Only Memory) , una unidad óptica, DVD, CD-R, CD-RW, memoria desmontable de estado sólido y/u otros cartuchos o discos de medios desmontables. Una o más de las unidades pueden ubicarse en sitios remotos en otras computadoras, en otros sitios acoplados al sistema de computadora 22. Los módulos que implementan la funcionalidad de la presente invención pueden almacenarse por el subsistema para almacenamiento de archivos 60. El subsistema de conducto 54 proporciona un mecanismo para permitir que los diversos componentes y subsistemas del sistema de computadora 22 se comuniquen entre sí como se pretende . Los diversos subsistemas y componentes del sistema de computadora 22 no requieren estar en la misma ubicación física pero pueden distribuirse en diversos sitios dentro de una red distribuida. Aunque el subsistema del conducto 54 se muestra esquemáticamente como un solo conducto, modalidades alternas del subsistema de conducto pueden utilizar múltiples conducto. El propio sistema de computadora 22 puede ser de diversos tipos incluyendo una computadora personal, una computadora portátil, una estación de trabajo, una terminal de computadora, una computadora en red, un sistema de control en un sistema de medición de frente de ondas o sistema de cirugía láser, una computadora grande o gran ordenador, o cualquier otro sistema de procesamiento de datos. Debido a la naturaleza siempre cambiante de las computadoras y redes, la descripción del sistema de computadora 22 ilustrado en la Fig. 2, se pretende sólo como un ejemplo específico para propósitos de ilustración de una modalidad de la presente invención. Muchas otras configuraciones del sistema de computadora 22 son posibles que tienen más o menos componentes que el sistema de computadora ilustrado en la Fig. 2. Con referencia ahora a la Fig. 3, una modalidad de un sistema de medición de frente de ondas 30 se ilustra esquemáticamente en forma simplificada. En términos muy generales, el sistema de medición de frente de ondas 30 se conFigura para detectar pendientes locales de un mapa de gradiente que sale del ojo del paciente. Dispositivos basados en el principio Hartmann-Shack en general incluyen un conjunto de lentículos para muestrear el mapa de gradientes de manera uniforme sobre una abertura, que típicamente es la pupila de salida del ojo. Posteriormente, las pendientes locales del mapa de gradientes se analizan para reconstruir la superficie o mapa de frente de ondas . Más específicamente, un sistema de medición de frente de ondas incluye una fuente de imagen 32, tal como un láser, que proyecta una imagen fuente a través de tejidos ópticos 34 del ojo E para formar una imagen 44 sobre una superficie de la retina R. La imagen de la retina R se transmite por el sistema óptico del ojo (por ejemplo tejidos ópticos 34) y forma en imagen sobre un sensor de frente de ondas 36 por los componentes ópticos del sistema 37. El sensor de frente de ondas 36 comunica señales a un sistema de computadora 22 ' para medición de los errores ópticos en los tejidos ópticos 34 y/o determinación de un programa para tratamiento de ablación de tejido óptico. La computadora 22' puede incluir el mismo o similar equipo físico que el sistema de computadora 22 ilustrado en las Figs. 1 y 2. El sistema de computadora 22 ' puede estar en comunicación con el sistema de computadora 22 que dirige el sistema de cirugía láser 10, o algunos o todos los componentes del sistema de computadora 22, 22' del sistema de medición de frente de ondas 30 y el sistema de cirugía láser 10 pueden combinarse o estar separados. De ser deseado, datos del sensor de frente de ondas 36 pueden transmitirse a un sistema de computadora láser 22 por medio tangible 29, mediante una compuerta de entrada/salida (y/o) mediante una conexión en red 66 tal como intranet o Internet o semejantes. El sensor de frente de ondas 36 en general comprende un conjunto de lentículos 38 y un sensor de imagen 40. Conforme la imagen de la retina R se transmite a través de tejidos ópticos 34 y forman en imagen en una superficie del sensor de imagen 40, y una imagen de la pupila del ojo P se forma similarmente en imagen sobre una superficie del conjunto de lentículos 38, el conjunto de lentículos separa la imagen transmitida en un conjunto de pequeños haces de luz 42 y (en combinación con otros componentes ópticos del sistema) forma en imagen los pequeños haces de luz separados sobre la superficie del sensor 40. El sensor 40 típicamente comprende un dispositivo acoplado cargado o "CCD" (charged couple device) , y detecta las características de estos pequeños haces de luz individuales que pueden utilizarse para determinar las características de una región asociada de tejidos ópticos 34. En particular, cuando la imagen 44 comprende un punto o pequeño punto de luz, una ubicación del punto transmitido como se forma en imagen por un pequeño haz de luz puede indicar directamente un gradiente local de la región asociada de tejido óptico.

El ojo E generalmente define una orientación anterior ANT y una orientación posterior POS . La fuente de imagen 32 en general proyecta una imagen en una orientación posterior a través de tejidos ópticos 34 sobre la retina R como se indica en la Fig. 3. Tejidos ópticos 34 de nuevo transmiten la imagen 44 desde la retina en forma anterior al sensor de frente de ondas 36. La imagen 44 formada actualmente en la retina R puede distorsionarse por cualesquiera imperfecciones en el sistema óptico de los ojos cuando la fuente de imagen se transmite originalmente por tejidos ópticos 34. Opcionalmente, los componentes ópticos para proyección de fuente de imagen 46 pueden configurarse o adaptarse para disminuir cualquier distorsión de la imagen 44. En algunas modalidades, los componentes ópticos de fuente de imagen 46 pueden disminuir errores ópticos de menor orden al compensar errores esféricos y/o cilindricos de tejidos ópticos 34. Errores ópticos de superior orden de los tejidos ópticos también pueden compensarse a través de uso de un elemento óptico adaptativo tal como un espejo deformable (descrito a continuación) . El uso de una fuente de imagen 32 selecta para definir un punto o pequeño punto en la imagen 44 sobre la retina R, puede facilitar el análisis de los datos que se proporcionan por el sensor de frente de ondas 36. La distorsión de la imagen 44 puede limitarse a transmitir una imagen fuente a través de una región central 48 de tejidos ópticos 34 que es más pequeña que una pupila 50, ya que la porción central de la pupila puede ser menos tendiente a errores ópticos que la porción periférica. Independientemente de la estructura fuente de imagen particular, en general será benéfico el tener una imagen bien definida y formada en forma precisa 44 en la retina R. En una modalidad, los datos de frente de ondas pueden almacenarse en un medio legible por computadora 29 o una memoria del sistema sensor de frente de ondas 30 en dos conjuntos separados que contienen los valores de gradientes de frente de ondas x e y que se obtienen del análisis de punto de imagen de las imágenes de sensor Hartmann-Shack, más los desplazamientos del centro de pupila x e y del centro nominal del conjunto de lentículos Hartmann-Shack, como se mide por la imagne de cámara de pupila 51 (Fig. 3) . Esta información contiene toda la información disponible en el error de frente de ondas del ojo y es suficiente para reconstruir el frente de ondas o cualquier porción del mismo. En estas modalidades, no hay necesidad por volver a procesar la imagen Hartmann-Shack más de una vez, y el espacio de datos requerido para almacenar el conjunto de gradientes no es grande. Por ejemplo, para alojar la imagen de una pupila con un diámetro de 8 mm, un conjunto con tamaño 20 x 20 (es decir 400 elementos) a menudo es suficiente. Como puede apreciarse, en otras modalidades, los datos de frente de ondas pueden almacenarse en una memoria del sistema sensor de frente de ondas en un solo conjunto o múltiples conjuntos. Mientras que los métodos de la presente invención en general se describirán con referencia a detectar una imagen 44 , puede tomarse una serie de lecturas de datos del sensor de frente de ondas . Por ejemplo, una serie en tiempo de lecturas de datos de frente de ondas puede ayudar a proporcionar una determinación total más precisa de las aberraciones de tejido ocular. Ya que los tejidos oculares pueden variar en forma sobre un breve periodo de tiempo, una pluralidad de mediciones de sensor de frente de ondas separadas temporalmente puede evitar el recurrir a una sola instantánea de las características ópticas en base al procedimiento de corrección refractivo. Alternativas aún adicionales también están disponibles, incluyendo el tomar datos de sensor de frente de ondas del ojo, con el ojo en diferentes configuraciones, posiciones y/u orientaciones. Por ejemplo, un paciente a menudo ayudará a mantener alineamiento del ojo con el sistema de medición de frente de ondas 30 al enfocar en un objetivo o diana de fijación, como se describe por la patente de los E.U.A. número 6,004,313, Toda la descripción de la cual se incorpora aquí por referencia . Al variar una posición de la diana de fijación como se describe en esa referencia, características ópticas del ojo pueden determinarse mientras que el ojo aloja o se adapta para formar en imagen un campo de vista a diversas distancias y/o ángulos . La ubicación del eje óptico del eje puede verificarse por referencia a los datos que se proporcionan de una cámara de pupila 52. En la modalidad ejemplar, una cámara de pupila 52 forma en imagen la pupila 50, para determinar una posición de la pupila para registro de los datos del sensor de frente de ondas respecto a los tejidos ópticos. Una modalidad alterna de un sistema de medición de frente de ondas se ilustra en la Figura 3A. Los componentes principales del sistema de la Figura 3A son similares a aquellos de la Fig. 3. Adicionalmente, Fig. 3A incluye un elemento óptico adaptativo 53 en la forma de un espejo deformable. La imagen fuente se refleja de un espejo deformable 98 durante transmisión a la retina R, y el espejo deformable también está sobre la ruta óptica empleada para formar la imagen transmitida entre la retina R y el detector de formación de imagen 40. El espejo deformable 48 puede deformarse controlablemente por el sistema de computadora 22 para limitar la distorsión de la imagen formada en la retina o de imágenes subsecuentes formadas de las imágenes formadas en la retina, y puede mejorar la precisión de los datos de frente de ondas resultantes . La estructura y uso de sistema de la Figura 3A se describen más completamente en la patente de los E.U.A número 6,095,651, toda la descripción de la cual aquí se incorpora por referencia. Los componentes de una modalidad de un sistema de medición de frente de ondas para medir el ojo y ablaciones, pueden comprender elementos de un VISX WaveScan® disponible de VISX, INCORPORATED de Santa Clara California. Una modalidad incluye un WaveScan® con un espejo deformable como se describió anteriormente. Una modalidad alterna de un sistema de medición de frente de onda se describe en la patente de los E.U.A. número 6,271,915, la descripción completa de la cual se incorpora aquí por referencia. Se aprecia que cualquier aberrómetro de frente de ondas puede emplearse para utilizar con la presente invención. La presente invención es útil para mejorar la precisión y eficacia de queratectomía fotorefractiva (PRK= PhotoRefractive Keratectomy) queratomileusis de láser in situ (LASIK= Láser In Situ Keratomileusis) , queratomileusis de epitelio asistida con láser (LASEK= Láser AssiSted Epithelium Keratomileusis) y semejantes. La presente invención puede proporcionar enfoques de corrección óptica mejorados al mejorar la metodología para ajustar en escala una forma óptica o al generar o derivar nuevas formas ópticas y semejantes. Los tratamientos a menudo proporcionan una precisión visual observada de 20/25 o mejor y J3 o mejor, a menudo que es Jl o mejor. Las técnicas de la presente invención pueden adaptarse fácilmente para utilizar con sistemas láser existentes incluyendo los sistemas de cirugía de ojos con láser Exsimer VISX comercialmente disponibles de VISX de Santa Clara, California. Otros sistemas láser convenientes se fabrican por Alcon, Bausch & Lomb, Wavelight, Schwind, Zeiss-Meditec, Lasersight, Nidek y semejantes. Al proporcionar perfiles mejorados de ablación córnea para tratar defectos ópticos, la presente invención puede permitir tratamiento mejorado de pacientes que hasta la fecha han presentado problemas de tratamiento difícil o complicado. Cuando se utiliza para determinar, derivar y/u optimizar recetas para un paciente en particular, los sistemas y métodos pueden implementarse al calcular recetas para un rango de pacientes, por ejemplo al calcular entradas de tablas discretas a través de un rango de características de pacientes, derivando o generando empíricamente co-relaciones de recetas/características de paciente paramétricas y semejantes, para uso subsecuente al generar recetas específicas para pacientes.

Cuando se diseña una forma de receta para tratamiento de un ojo, es útil el seleccionar un calibrador matemático de calidad óptica apropiado para la condición de visión para utilizar como una función meta. Esto permite cuantificación y optimización de la forma, y para comparar entre diferentes formas. La presente invención proporciona métodos para establecer una forma óptica ajustada a la medida para un paciente particular, con base en un conjunto de parámetros de paciente por la función meta. Al incorporar algoritmos de optimización iterativa, también es posible generar una forma que tiene un nivel optimizado de calidad óptica para el paciente particular. Seleccionar Una Función Meta Apropiada Para Una Condición De Visión. La función meta se relaciona a calidad óptica y puede ser por ejemplo con base en, o una función de (o relacionada a) métricas ópticas tales como la proporción Strehl (SR= Strehl Ratio) , función de transferencia de modulación (MTF= Modulation Transfer Function) , función de dispersión de punto (PSF= Point Spread Function) , energía circundada (EE= Encircled Energy) , volumen MTF o volumen bajo la superficie MTF (MTFV) o sensibilidad de contraste (CS= Contrast Sensitivity) ; y opcionalmente a nuevas métricas ópticas que son apropiadas para condición de visión tales como presbíopía; por ejemplo función de transferencia de modulación compuesta (CMTF = Compound Modulation Transfer Function) como se describe a continuación. En términos ópticos, la función meta deberá tener sentido. Es decir, la minimización o maximización de la función meta deberá dar una calidad óptica optimizada pronosticable del ojo. La función meta puede ser una función con una cierta cantidad de parámetros libres a optimizar (minimizar) a través de un algoritmo de optimización o minimización. Aunque hay muchos tipos de funciones meta disponibles para utilizar con la presente invención, la siguiente discusión generalmente toca dos escuelas amplias de funciones meta. En un enfoque basado en la Teoría de Difracción, la forma se considera como una aberración de ondas. Típicamente, una transformada Fourier se emplea para calcular parámetros relacionados a calidad óptica, tales como la proporción Strehl (SR) , función de transferencia de modulación (MTF) , volumen MTF o volumen bajo la superficie MTF (MTFV) , función de transferencia de modulación compuesta (CMTF) o sensibilidad de contraste (CS) , energía circundada (EE) (con base en función de dispersión punto) , así como casos especiales que combinan uno o más de estos parámetros, o valores de los parámetros en situaciones específicas (tales como MTF a frecuencia espacial o energía circundante en un campo de visión) , o integrar cualesquier parámetros (volumen de superficie MTF en todas las frecuencias o hasta una frecuencia de corte, por ejemplo 60 ciclos/grado o 75 ciclos/grado, debido a que 60 ciclos/grado es la frecuencia espacial limitante del cono de la retina. Un enfoque de componentes ópticos geométricos, o el así denominado enfoque de trazo de rayos, el efecto óptico se basa en trazo de rayos. Con ambos enfoques de la Teoría de Difracción y de componentes ópticos geométricos, la función de dispersión de puntos policromáticos con efecto Stiles-Crawford, aberraciones cromáticas así como la función de respuesta espectral de la retina, pueden utilizarse. La función de dispersión de puntos monocromática (PSF = Point Spread Function) se ha utilizado para describir defectos ópticos de sistemas ópticos que tienen aberraciones . Debido a la relación simple entre aberraciones de onda y PSF para una fuente de luz incoherente, transformada Fourier de la función pupila generalizada se ha utilizado en el cálculo de funciones de dispersión punto. Más aplicaciones ópticas, sin embargo no utilizan una fuente de luz monocromática. En el caso de la visión humana, la fuente esencialmente es luz blanca. De esta manera hay, limitaciones asociadas con el uso de PSF monocromática como una función meta. La función de dispersión punto policromática (PSF) con aberraciones cromáticas correctas, efecto Stiles-Crawford así como función de respuesta de retina, pueden utilizarse para modelado óptico de los ojos humanos. Aquí, las aberraciones cromáticas surgen debido a que la luz compuesta de diferentes longitudes de onda se enfocará ya sea enfrente de la retina o detrás de ella. Solo porciones de la luz se enfocarán exactamente en la retina. Esto da al ojo una profundidad-de-foco extendida, es decir si se va a enfocar error de alguna cantidad, el ojo todavía es capaz de enfocar al menos para ciertas longitudes de onda. Por lo tanto, aberraciones cromáticas de hecho ayudan a la prevención de presbiopía. Si la profundidad-de-foco es suficientemente grande, no habrá problema de presbiopía. Desgraciadamente, las aberraciones cromáticas no son suficientemente grandes y también varían con la longitud de onda. El efecto Stiles-Crawford, también conocido como apodización de pupila, se debe a la propiedad de longitud de onda de los conos retínales . La luz de la periferia de la pupila tiene una posibilidad ligeramente menor de ser detectada por la retina, debido a que el rayo de luz puede no alcanzar al fondo del cono, debido a un ángulo ligeramente incidente. En cuanto a la función de respuesta espectral de la retina, se conoce que los conos, que son responsables por la visión diurna, tienen diferente sensibilidad a diferentes longitudes de onda. Solo se absorbe luz verde por el ojo casi por completo.

Tanto la luz azul como la luz roja se absorben por el ojo, parcialmente. Una vez que se calcula el PSF, el cálculo de la proporción Strehl es directo. La proporción Strehl puede ser definida como la proporción del pico de la función dispersión punto (PSF) de un sistema óptico al pico de un sistema óptico limitado por difracción con el mismo tamaño de abertura. Un ejemplo de la proporción Strehl se muestra en la Fig. 27A. Un sistema óptico limitado en difracción típicamente es un sistema sin aberraciones o errores ópticos . Puede ser un sistema óptico perfecto o ideal, que tiene una proporción Strehl de 1. La función meta también puede ser una función de la función de transferencia de modulación (MTF) . La función de transferencia de modulación puede utilizarse para pronosticar desempeño visual. Típicamente, la MTF en una frecuencia espacial corresponde a una extensión angular de características de objetivos. La función de transferencia de modulación (MTF) puede calcularse con las siguientes formulaciones: MTF(?vv) - FT[PSF(x,y)] MTF(??sv) = Re[GPF(x,y) T GPF(x,y)] en donde u y v representan frecuencias espaciales, Re representa la parte real de un número complejo, FT representa una transformada Fourier, GPF representa una función de pupila generalizada y x e y representa la posición o campo de visión. Un ejemplo de una MTF se muestra en la Fig. 27B. La función de transferencia de modulación (MTF) es una medida de que tantos detalles espaciales se transfieren desde el espacio de pupila al espacio de formación de imagen (retina en el caso de ojo humano) . MTF puede relacionarse a sensibilidad de contraste (CS) . Matemáticamente, MTF puede definirse como la transformada Fourier de la función de dispersión punto como en donde i (x, y) es la función de dispersión punto (PSF) . Cálculo de PSF puede realizarse con la transformada Fourier de la función de pupila generalizada. MTF a una frecuencia espacial específica puede representar el por ciento de la onda sinusoidal de una frecuencia espacial específica que se conserva después de pasar a través del sistema óptico. MTF a 30 ciclos/grado y a 60 ciclos/grado, se considera como importante debido a que 30 cpd corresponden a una precisión visual 20/20 y 60 cpd corresponden a una precisión visual 20/10, la resolución espacial más alta de los conos que la retina puede procesar. MTF en otras frecuencias espaciales también puede ser útil . El volumen bajo la superficie MTF hasta una cierta frecuencia espacial (tal como 60 cpd) puede ser significante ya que incluye toda la información de frecuencia espacial. En algunos casos, es conveniente utilizar el volumen bajo la superficie MTF dentro de una banda (es decir desde una frecuencia espacial específica a otra frecuencia espacial específica) . Función De Transferencia De Modulación Compuesta. MTF compuesta puede calcularse como una combinación lineal de MTF a ciertas frecuencias espaciales, normalizada a MTF limitada en difracción, y puede representarse por la siguiente fórmula. en donde n es el número de curvas MTF, a i es la recíproca de la i -ésima MTF limitada en difracción y hi es la i -ésíma curva MTF. La selección de ciertas frecuencias espaciales puede depender de la importancia de cada frecuencia. Por ejemplo, en el caso de presbiopía, la visión 20/40 puede ser más importante que 20/20 ya que la visión de distancia a menudo se compromete por la visión de cerca mejorada. Figs. 4A y 4B muestran un ejemplo de una curva CMTF así como sus curvas CMTF individuales en diferentes frecuencias espaciales específicas. En un sistema óptico preferido, CMTF es igual a uno . En una modalidad relacionada, la MTF compuesta puede calcularse como: fy) = («j MTFX ± a2MfFz ~ sMTF3)¡3 en donde MTFX, MTF2, y MTF3 son los valores MTF a 10 ciclos/grados, 20 ciclos/grados y 30 ciclos/grados, respectivamente . Estos corresponden a un diagrama Snellen de ojo de visiones 20/60, 20/40 y 20/20, respectivamente. Los coeficientes de ponderación o l r a 2 , a 3 pueden seleccionarse de manera tal que 1/ a ? ? l/ a 2 , l/ c 2 son las MTF limitadas por difracción a estas frecuencias espaciales, respectivamente. Por lo tanto, en el caso de difracción limitada, la MTF compuesta F (v) puede tener un valor máximo de la unidad. El volumen bajo la superficie MTF hasta una cierta frecuencia espacial (tal como 60 cpd) , puede ser significante ya que incluye toda la información de frecuencia espacial. En algunos casos, es conveniente utilizar el volumen bajo la superficie MTF dentro de una banda (es decir desde una frecuencia espacial específica a otra frecuencia espacial específica) . Función de Transferencia de Modulación Compuesta MTF compuesta puede calcularse como una combinación lineal de MTF a ciertas frecuencias espaciales, normalizada a MTF limitada en difracción, y puede representarse por la siguiente fórmula en donde n es el número de curvas MTF, a ' es la recíproca de la i -ésima MTF limitada en difracción y h± es la i -ésima curva MTF. La selección de ciertas frecuencias espaciales puede depender de la importancia de cada frecuencia. Por ejemplo, en el caso de presbiopía, la visión 20/40 puede ser más importante que 20/20 como la visión de distancia a menudo se compromete por la visión cercana mejorada. Las Figs. 4A y 4B muestran un ejemplo de una curva CMTF así como sus curvas MTF individuales en diferentes frecuencias espaciales específicas. En un sistema óptico preferido, CMTF es igual a uno .

En una modalidad relacionada, la MTF compuesta puede calcularse como en donde MTFX, MTF2, y MTF3 son los valores MTF a 10 ciclos/grados, 20 ciclos/grados y 30 ciclos/grados, respectivamente. Estos corresponden a una gráfica optométrica Snellen de visiones 20/60, 20/40 y 20/20, respectivamente. Los coeficientes de ponderación a x, a 2, ct 2 pueden seleccionarse de manera tal que l/al; l/ 2, 'l/a3 son las MTF limitadas por difracción a estas frecuencias espaciales, respectivamente. Por lo tanto, en el caso de difracción limitada, la MTF compuesta F (v) puede tener un valor máximo de la unidad. En donde MTF a una frecuencia espacial corresponde a una extensión angular de características de objetivos, la MTF compuesta puede calcularse como combinación lineal de MTF a diferentes frecuencias parciales normalizadas por una MTF de difracción limitada, y puede emplearse similarmente para pronosticar el resultado visual. Otra fórmula general para el cálculo de CMTF como una función de vergencia visual (nu) es CMJF{v) - -Y µ TF^v) en donde ai es la recíproca de la MTF de difracción limitada i -ésima . Esta fórmula puede proporcionar CMTF para toda vergencia posible. En algunos casos, tres curvas MTF a 10, 20 y 30 ciclos por grado se emplean. Un valor ideal de CMTF puede ser aproximadamente 1. Buenos valores puede ser aproximadamente 0.2 o aproximadamente 0.3. En un ojo sano, el límite de frecuencia espacial puede ser de aproximadamente 60 ciclos por grado debido la configuración de los conos de retina. Sin embargo, en el tratamiento de presbiopía, por ejemplo puede no ser necesario proporcionar un tratamiento correspondiente a este límite, ya que el tratamiento a menudo involucrar a un compromiso de buena visión a distancia y de cerca. Opcionalmente, puede proporcionarse un objetivo deseado para calibre de visión a distancia mínimo optimizándose la visión de cerca y según se requiera, comprometida. La Fig. 4A ilustra un ejemplo de' la MTF compuesta sobre la vergencia de 3 dioptrías (panel superior) contra sus curvas MTF individuales correspondientes a 15, 30, y 60 ciclos por grado (panel inferior) . La Fig. 4B ilustra un ejemplo de la MTF compuesta sobre la vergencia de 3 dioptrías (panel superior) contra sus curvas MTF individuales correspondientes a 10, 20, y 30 ciclos por grado (panel inferior) . La MTF compuesta puede correlacionarse bien con agudeza visual y sensibilidad de contraste al mismo tiempo, cuando menos ópticamente. En algunas modalidades, la función de transferencia de modulación compuesta se determina para curvas MTF individuales a 30, 45, y 60 cpd. La selección de los valores de curvas MTF individuales puede involucrar una combinación lineal con base en la respuesta óptica del ojo. En general, puede haber dos tipos diferentes de frecuencias espaciales de corte, y cada una involucra un factor que afecta la agudeza. La frecuencia espacial de corte puede corresponder a la frecuencia espacial máxima, sobre la cual no puede emplearse más la información. Si la mayoría de los individuos puede discernir información de objetos que tienen muy baja frecuencia espacial, a medida que aumenta la frecuencia espacial , típicamente es cada vez más difícil que un individuo discierna información de estos objetos. En cierto umbral, una frecuencia espacial incrementada no produce más información incrementada. Un primer tipo de frecuencia espacial de corte se relaciona a la dimensión de abertura. En este caso, un sistema que tiene una mayor abertura (por ejemplo un ojo con una pupila más grande) corresponderá a la frecuencia espacial de -corte más grande. Por el contrario, un sistema que tiene una menor abertura (por ejemplo un ojo con pupila más pequeña) corresponderá a una frecuencia espacial de corte más pequeña. A menudo, estas frecuencias espaciales de corte serán linealmente dependientes de una dimensión de pupila, por ejemplo el diámetro de pupila. Tamaños de pupila más pequeños típicamente corresponderán a una profundidad de foco extendida o mayor. En forma relacionada, tamaños de pupilas más pequeños, a menudo resultan en menor resolución. Considerando que no hay aberraciones, se considera que un tamaño de pupila más grande confiere incrementada resolución. Un segundo tipo de frecuencia espacial de corte, típicamente depende del espaciamiento de conos en la retina del ojo. Con este tipo de frecuencia espacial de corte, el valor estándar es 30 cpd, que corresponde a una visión de 20/20. Otro valor, 60 cpd, corresponde a una visión 20/10 y a menudo se considera un límite fisiológico. En estos casos, los conos retínales están muy cercanamente espaciados . El espaciamiento de los conos retínales variará entre los individuos. En el ejemplo de tratamiento de presbiopía, puede ser conveniente el mantener una frecuencia espacial inferior. En ciertos casos, la presbiopía involucra un compromiso entre la visión a distancia y de cerca. Puede ser difícil el lograr alta resolución espacial, mejorando de esta manera la conveniencia de enfatizar información de frecuencia espacial inferior y media. En otras palabras, información de frecuencia espacial alta, puede sacrificarse para mejorar la combinación de visión de cerca y a distancia. Como se anotó anteriormente, una función de transferencia de modulación compuesta, puede incluir curvas MTF individuales a diversas combinaciones de frecuencias espaciales tales como 15, 30, y 60 ciclos por grado y 10, 20, y 30 ciclos por grado. Una MTF individual puede tener un valor en el rango de aproximadamente 5 ciclos por grado a aproximadamente 75 ciclos por grado. En muchos casos, al menos una MTF individual de una CMTF estará en el rango de aproximadamente 10 ciclos por grado a aproximadamente 30 ciclos por grado y a menudo puede ser de aproximadamente 20 ciclos por grado. Cuando una CMTF incluye tres MTF's individuales, una primera MTF individual puede estar en el rango de aproximadamente 5 ciclos por grado a aproximadamente 20 ciclos por grado, una segunda MTF individual puede estar en el rango de aproximadamente 15 ciclos por grado a aproximadamente 45 ciclos por grado, y una tercer MTF individual puede estar en el rango de aproximadamente 30 cíelos por grado a aproximadamente 75 ciclos por grado. En algunas circunstancias, el límite superior de una MTF individual puede ser de aproximadamente 60 ciclos por grado.

En algunos casos, la CMTF se basará en un promedio de las curvas MTF individuales . En algunas modalidades, la presente invención proporciona funciones de transferencia de modulación compuestas que corresponden a tres, cuatro, cinco o cualquier cantidad de funciones de transferencia de modulación individuales. Por ejemplo, una CMTF puede incluir de aproximadamente 2 a aproximadamente 7 MTF individuales . Una CMTF también puede incluir de aproximadamente 3 a 6 MTF individuales . MTF individuales pueden corresponder a una curva a través de una cierta vergencia. Típicamente, un objetivo a una lejana distancia corresponde a un pequeño valor de vergencia. Conforme un objetivo se mueve más cerca del ojo, aumenta la vergencia. Las MTF individuales pueden basarse en un valor en el rango de aproximadamente 0 a aproximadamente 3 dioptrías. Las MTF individuales pueden seleccionarse con base en cualquier cantidad de criterios, tales como datos empíricos u observaciones clínicas. En forma relacionada, MTF individuales pueden seleccionarse para propósitos de prueba puros . La CMTF puede proporcionar un parámetro para evaluar la efectividad de tratamiento para una condición de visión, tal como presbiopía. A menudo, las MTF se correlacionarán con un resultado visual particular.

Para establecer una forma ópticamente optimizada apropiada para una condición de visión, al menos una de las funciones objetivo tales como una relación Strehl, energía circundada, o MTF, volumen MTF o volumen bajo superficie MTF (MTFV) , función de transferencia de modulación compuesta (CMTF) , o sensibilidad de contraste (CS) deberán llevarse al máximo. Para tratamiento de condición de visión mejorada, la métrica óptica puede llevarse al máximo en toda vergencia objetivo, esto es, para objetivos en todas las distancias. Además, también es conveniente el minimizar la fluctuación de la función meta. Por lo tanto, la función meta que se incorpora en el algoritmo de optimización del optimizador puede definirse como: en donde O es la función meta; ci; c2, ... son los coeficientes de polinomio; PAR es la proporción de adición de presbiopía a pupila (descrita a continuación) ¡ v es la vergencia; F (v) es una de las métricas ópticas; s es la desviación estándar de F (v) , PV es pico-a-valle de F (v) ; y v0 es el punto extremo del rango de vergencia, que puede ser (por ejemplo) entre 15 y 100 cm, tal como 40 cm. Debido a que ? v es una constante, ya sea una menor s o una mayor ¡F(v)dv puede minimizar la función meta O. Las fórmulas dadas aquí son ejemplos de las muchas fórmulas que pueden emplearse como la función meta. El enfoque básico, a menudo será proporciona runa función meta que se optimiza para dar una solución lo más práctica posible para corregir o tratar la condición de la visión. La MTF compuesta puede reflejar en qué medida se modula la información cuando pasa a través de un sistema óptico. Por ejemplo, CMTF puede representar el porcentaje de información a diferentes frecuencias espaciales que se retienen. Seleccionar un Algoritmo de Qptimizasion Iterativa Cualquiera de una cantidad de algoritmos de optimización puede emplearse por el optimizador para llevar al máximo, minimizar o de otra forma optimizar en forma global o localmente la función meta. Debido a que muchos algoritmos numéricos utilizan el concepto de minimización de función, es a menudo conveniente, pero no necesariamente se requiere el utilizar la minimización de la función meta. Como ejemplos, algoritmos de minimización N-dimensionales tales como el método Downhill Simplex, el Método de Ajuste de Dirección y el Método de Templado Simulado puede utilizarse para llevar al óptimo la función meta. Igualmente, el algoritmo descrito por Press et al., en "Numerical Recipes in C++", Cambridge University Press, 2002, también puede emplearse . Algoritmos tales como aquellos citados anteriormente, a menudo se emplean para optimización de función en espacio muítidimensional . EL método Downhill Simplex empieza con una inicialización de N+l puntos o vértices para construir un simplex para una búsqueda N-dimensional, y en todo intento trata de reflejar, estirar o encoger el simples por transformación geométrica, de manera tal que una precisión predefinida o mínima cercana-a-global podrá encontrarse. Cuando se agrega interferencia al azar gaussiana con desviación estándar de 0.02 µm en la diferencia de ruta óptica (OPD) , el algoritmo todavía converge, sin degradación. En el caso de método de ajuste de dirección, también conocido como el método de Powell, se inicializan vectores N uni-dimensionales y la búsqueda N-dimensional se divide de manera tal que un vector N-dimensional se elige y la minimización se realiza en esa dirección mientras que se fijan otras variables (N-l dimensiones) . Este proceso se continúa hasta que se cubren todas las dimensiones. Se inicia una nueva iteración hasta que se satisface el criterio predeterminado. El método de ajuste de dirección puede utilizar un algoritmo de minimización unidimensional separado, tal como una búsqueda de sección dorada . El Método de Templado Simulado, que es útil para tratar con una gran cantidad de incertidumbres, empieza con una configuración inicial. EL objetivo es reducir al mínimo E (análogo a energía) dado el parámetro de control T (análogo a temperatura) . Templado simulado es análogo a templado, es un método probado reciente para resolver problemas de otra forma intratables y puede utilizarse para resolver la ecuación de ablación en el problema de ablación con láser. Se describe más completamente en la Solicitud PCT número PCT/LTS01/08337, presentada en marzo 14, 2001, y en la Patente de los E.U.A: número 6,673,062, otorgada en enero 6, 2004, todas las descripciones de las cuales aquí se incorporan por referencia. El templado simulado es un método que puede emplearse para reducir al mínimo (o aumentar al máximo) los parámetros de una función. Es particularmente adecuado para problemas con espacios de función muy grandes, de pésimo comportamiento. El templado simulado puede aplicarse en la misma^ forma, independientemente de que tantas dimensiones están presentes en el espacio de búsqueda. Puede utilizarse para optimizar cualesquiera condiciones que puedan expresarse numéricamente, y no requiere una derivada. También puede proporcionar un mínimo total a pesar de mínimos locales en el espacio de búsqueda, por ejemplo. La Fig. 5 muestra el diagrama de flujo de un método total para optimización de forma para un tratamiento de condición de visión. Cada bloque funcional puede contener una o más alternativas . Para crear una forma de adición W(r) para un tratamiento de condición de la visión, puede emplearse un algoritmo para minimizar función iterativa tal que la función meta, que puede ser una función de cualesquiera métricas ópticas convenientes (por ejemplo CMTF) por sí misma se optimiza para resolver una forma desconocida. La forma puede ser expandida en un conjunto de polinomios de términos pares de potencias (EPTP) o no-EPTP (es decir polinomios con todos los términos de potencia) . EPTP se refiere a polinomios que sólo tienen los términos de potencias pares, por ejemplo F(r) = ar2 + br4 + cr6. La función meta deberá tener buena correlación con el desempeño visual, al menos óptimamente. La función de dispersión punto puede calcularse para obtener métricas ópticas adicionales y/o alternas . La receta de condición de visión puede referirse a una superficie óptica tal que puede emplearse para tratar o mitigar la condición de la visión. Puede corresponder por ejemplo a la forma de unas gafas, lentes de contacto, lentes intraoculares, un perfil de ablación de tejido para cirugía refractiva y semejantes. Otra representación del proceso de flujo de datos se ilustra en el diagrama de flujo de la Figura 6, que muestra flujo de datos para optimización de forma para corrección de presbiopía. De nuevo, cada bloque funcional puede contener una o más alternativas . Es conveniente que el optimizador proporcione resultados satisfactorios en términos de atributos tales como resultado, convergencia y velocidad. La Figura 7 muestra una comparación del método de ajuste de dirección y el método Downhill Simplex para las siguientes alimentaciones: tamaño de pupila 5.6 mm, vergencia 3D y escalón de vergencia 0.1D. El método de ajuste de dirección utiliza 17 iteraciones y el método Downhill Simplex utiliza 152 iteraciones. Cada- iteración del método de ajuste de dirección tarda más que cada iteración del método Downhill Simplex. El valor optimizador para el método de ajuste de dirección es 2.8, mientras que para el método Downhill Simplex es 2.658. La forma para el panel izquierdo es como -0.9055r2+6.4188r4-2.6767r6+0.5625r8 con la relación de 0.7418. Ambos algoritmos parecen converger a una forma similar, aunque las profundidades de las formas son diferentes. Considerando la diferencia en la proporción de pupila, sin embargo las formas actuales dentro del 70% del radio de pupila son bastante cercanas . Cuando la etapa o el escalón de vergencia es menor, cada iteración puede tomar un mayor tiempo, pero el número total de iteraciones, a menudo tiende a volverse más pequeño. Alimentar Una Receta Inicial en un Optimizador La receta inicial , a menudo comprende una forma de superficie óptica, puede definirse por una expansión tal como un polinomio (EPTP, no-EPTP) , un polinomio Zernike, una serie de Fourier, una totalidad de forma discreta. Una totalidad de forma discreta también puede ser referida como una representación de superficie directa por valores de rejilla numérica. La forma de receta puede considerarse simétrica, circular o radial, con el objetivo de aproximarse a un ojo emetrópico. La forma simétrica puede descomponerse en un conjunto de polinomios, tal que tenga una o más variables independientes . Una de las variables puede ser la proporción de adición de presbiopía a pupila (PAR) , o la proporción de diámetro de forma al diámetro de pupila. Cuando se emplea una región de adición de potencia central (como se describe a continuación) , la PAR puede ser la proporción de radio de la adición de presbiopía al radio de la pupila. También se apreciará que las proporciones aquí discutidas pueden basarse en proporciones de área o en proporciones de diámetro o radio. Habrá de considerarse que cuando se discuten proporciones de diámetro o radio, esta discusión también contempla proporciones de área. En ciertos casos, la PAR puede estar en el rango de aproximadamente 0.2 a aproximadamente 1.0. De manera relacionada, en algunos casos los métodos de la presente invención puede restringir la PAR al rango de aproximadamente 0.2 a aproximadamente 1.0. Las otras variables pueden ser los coeficientes de cada término del polinomio. Por ejemplo, Shape (r) = ar + br2 + cr3 + dr4 + er5 + fr6 El diámetro de la forma puede ser más grande que el diámetro de pupila, pero de ser así, podrán requerirse consideraciones especiales. Por ejemplo, puede ser necesario el solo considerar la forma neta dentro de la pupila. Los polinomios puede ser polinomios normales o polinomios con solo términos de potencia pares . Por ejemplo, polinomios con términos de potencia pares (EPTP) , hasta el 6o u 8o orden, pueden utilizarse para obtener un resultado prácticamente bueno, esto es una forma óptima práctica para el paciente particular. Acomodación residual también puede jugar un papel activo en la corrección de presbiopía. En un caso relacionado, presbiopes normales pueden tratarse con la receta obtenida en este enfoque junto con una receta para la corrección del error refractivo. Como un ejemplo, una forma dependiente del tamaño de pupila, simétrica, circular o radialmente para adición de presbiopía, puede considerarse para presbiopes emetrópicos . La forma puede ser expandida a polinomios hasta el 6° u 8o orden. Con el procedimiento de optimización, se encuentra que la expansión polinomial de la forma hasta el 6° u 8o orden, puede utilizarse para obtener una forma óptima práctica para corrección de presbiopía. En un frente de ondas con aberraciones, denotado por W (r, ? ) , el frente de ondas puede considerarse como una forma óptima para corrección de visión. La PSF policromática puede expresarse como en donde R ( ? ) es la función de respuesta espectral de retina y puede ser aproximada a R{X) = é -3Q0( -X0)2 y P(r) es la función de apodización de pupila (Stiles-Crawford) y puede describirse como r~ y D ( ? ) es la aberración cromática a longitud de onda ? y es cercana a D{X) - -21.587 + 92 l? - 134. 812 + 67.4G7?3 y V(l) es la aberración inducida por vergencia a la distancia de 1 metro, y RA (1) son las aberraciones inducidas por acomodación residual con un signo diferente en comparación con V(l) . Cuando no hay aberraciones, RA (1) puede cancelar V(l) siempre que haya suficiente acomodación residual en el ojo. Aquí, la longitud de onda central ? , se toma como 0.55 µm (así como todas las unidades de longitud de onda en la fórmula anterior están en µm) . El parámetro de fuerza de apodización de pupila p se toma como 0.06. a es el factor de conversión de dioptría a diferencia de ruta óptica (OPD) . FFT denota una transforma furia rápida y /*/ denota el módulo de un número complejo . La función de dispersión de potencia policromática, o PPSF, puede ser la función de dispersión punto de un ojo como se calcula con consideración a la naturaleza policromática de la luz incidente. Además, las aberraciones cromáticas, el efecto Stiles-Crawford, así como la función de respuesta espectral de retina también puede considerarse . La aberración inducida por vergencia, o VIA, puede ser igual a la reciproca de la distancia de vergencia. Cuando un objetivo a una cierta distancia es visto por el ojo, es lo mismo que ver el objetivo al infinito pero el ojo tiene una aberración adicional, la aberración inducida por vergencia. Para ojos emetrópicos, puede ser conveniente que el frente de ondas que se optimiza sea simétrico circularmente . Por lo tanto, puede descomponerse en un conjunto de polinomios (no-EPTP) como W(r) = ar +¿r2 + cr3 x dr4 - er5 + - • • Sin embargo, es conveniente que el borde de la forma sea más liso, puede ser ventajoso el descomponer el frente de onda en un conjunto de polinomios de términos con potencias pares (EPTP) como W(r) ^ ar2 +b}A + cr6 + dr* + Utilizando polinomios con términos pares de potencia (EPTP) también puede ayudar a establecer una forma de superficie que es más redonda en el centro, lo que crea ciertas eficiencias de ablación o de fabricación. También puede ser útil el denotar otro parámetro, t, como la proporción del radio del frente de ondas R al radio de la pupila R0. Esto es debido a que tanto D ( ? ) como V(l) pueden tener el mismo tamaño que la pupila y W(r) usualmente tiene un tamaño más pequeño. Cuando la t calculada es más grande que 1, la forma puede volverse más grande que la pupila. En este caso, solo la porción de la forma hasta el tamaño de pupila se utiliza para evaluación óptica de calidad. Como se ilustra en la Figura 8A, aunque los polinomios normales pueden dar valores optimizadores ligeramente mejores que los polinomios con términos de potencia pares, la receta puede ser más difícil de lograr. La Figura 8A ilustra una comparación de formas con polinomios normales (panel izquierdo) y con polinomios de términos de potencias pares (panel derecho) . La forma en el panel derecho puede ser expandida como -1.6154r + 1.7646r2 +1.2646r3 +1.9232r4 + 0.1440r5+0.1619r6 con una proporción de 0.8 y la forma en el panel izquierdo puede ser expandida como 1.1003r2+8.2830r4 +0.7305r6-2.2140r8 con una proporción de 0.9106. Ambas se determinaron utilizando el método Downhill Simplex para un tamaño de pupila de 5.6 mm y una vergencia de 3D con un escalón de 0.1D, sin acomodación residual. El panel izguierdo muestra una forma óptima para 6 términos de polinomios normales y el panel derecho muestra una forma óptima con 4 términos EPTP. Se ha encontrado que los polinomios hasta la 8 a potencia (4 términos 'EPTP) parecen dar resultado altamente satisfactorios. La Figura 8B muestra otra comparación de expansiones EPTP y no-EPTP. El panel izquierdo muestra una forma optimizada con base en una expansión de 8 o orden (EPTP) , mientras que el panel derecho nuestra una forma optimizada con base en una expansión de 3 o orden (no-EPTP) . En general, formas derivadas de un EPTP tienen una forma más lisa con una zona central plana. Esta zona central plana puede corresponder a un buen desempeño visual a distancia. Otra comparación de expansiones EPTP y no-EPTP se proporciona en la Figura 8C, que muestra valores optimizados (minimizados) con expansión EPTP y no-EPTP para una pupila 4, 5, y 6 mm sobre una distancia de vergencia 3D. En general, optimización no-EPTP da un valor ligeramente menor (más optimizado) que EPTP. EPTP de sexto orden parece dar el valor más pequeño para pupilas de 4 mm y 5 mm y EPTP de octavo orden parece dar el valor más pequeño para una pupila de 6 mm. No-EPTP de tercer orden parece dar el valor más pequeño para pupilas de 4 mm y 5 mm y no-EPTP de cuarto orden parece dar el valor más pequeño para una pupila de 6 mm. Utilizando una expansión de polinomio con términos de potencias pares (EPTP) puede resultar en una forma de más lisa que una expansión no-EPTP. Esta forma lisa puede ser el requerimiento mínimo para una buena visión a distancia. En general, expansión de EPTP de 6 ° orden u 8o orden de y expansión no-EPTP de 3° orden o 4o orden, resulta en buen valor optimizado. Sin acomodación residual, más grandes pupilas pueden ser más difíciles de optimizar que pupilas más pequeñas. Esto se muestra, por ejemplo, en la Figura HA. La forma multi-focal optimizada parece dar resultados mucho más balanceados para la corrección de presbiopía que las formas bi-focal y multi-focal. Además de utilizar una expansión polinómica general para la superficie óptima, también es posible utilizar otros medios de expansión de superficie. Por ejemplo, pueden utilizarse expansiones de polinomios Zernike. La siguiente fórmula presenta un ejemplo de expansión de polinomio Zernike i-1 en donde términos radialmente simétricos tales como Z4, Z12, y Z24 pueden emplearse y c± son parámetros libres. Otra forma de expansión de superficie es mediante expansión espectral, o expansión Fourier. La siguiente fórmula presenta un ejemplo de una expansión Fourier. en donde ci son parámetros libres. Expansión Fourier se basa en la premisa de que cualquier superficie puede descomponerse en un conjunto de armónicos sinusoidales con diferentes frecuencias espaciales. Puede no ser necesaria la expansión de la superficie a frecuencias espaciales muy altas . Superficie discreta, o totalidad de forma discreta, es otro tipo de expansión que puede emplearse en la presente invención. La superficie discreta puede representarse por la siguiente fórmula en donde WAj son parámetros libres (M x M) Alimentación de un Conjunto de Parámetros de Paciente en un Optimizador El conjunto de parámetros del paciente también puede ser referido como el conjunto de parámetros de alimentación del usuario. Los parámetros de alimentación pueden proporciona ciertas características del paciente, tales como tamaño de pupila y sus variaciones, potencia deseada y acomodación residual, que pueden modelarse por factores tales como genero, edad y raza, o que pueden medirse con instrumentos . la ccomodación residual puede medirse en dioptrías . La vergencia también puede medirse en dioptrías y típicamente es inversamente proporcional a la distancia, tal que una distancia de infinito corresponde a una vergencia de cero. Similarmente, una distancia de lectura normal de 1/3 metro puede corresponder a una vergencia de 3 dioptrías, y una distancia más alejada de 10 metros puede corresponder a 0.1 dioptría. Puede ser útil el modelar la acomodación residual en el proceso optimización. La calidad visual de la forma puede optimizarse dando un cierto conjunto de condiciones tales como vergencia, acomodación residual y aberraciones cromáticas. Sin embargo, incluso sin una correlación directa entre superficie óptica y calidad visual, puede ser conveniente utilizar el error cuadrático medio (RMS) mínimo para determinar la acomodación durante diferente vergencia visual. Por ejemplo, si no hay presentes aberraciones y hay 2D de acomodación residual, este paciente utiliza 0.5 D de acomodación residual, cuando visualiza un objetivo a 2 metros. En forma relacionada, el paciente utiliza todo 2D de acomodación residual para ver un objetivo a 0.5 metro. El paciente tendrá dificultad viendo objetivos más cercanos a 0.5 metro, ya que la acomodación residual se agota y no es más viable. Gente con pupilas más grandes o acomodación residual más pequeño pueden ser más difíciles de tratar. Cuando están presentes aberraciones o extra formas de adición, la cantidad de acomodación residual para diferente vergencia visual puede variar. Por ejemplo, en un paciente que tiene acomodación residual de 0.5D, con una forma de adición de exactamente un ID agregada al ojo, el ojo puede no requerir acomodación hasta que vea un objetivo a una distancia de un metro. Aquí, la adición ID puede cubrir la primera dioptría de vergencia visual, ya sea total o parcialmente. A una gran distancia, la calidad visual puede empeorar debido a que el ojo no puede acomodar a la dirección inversa. Las técnicas de la presente invención pueden adaptarse para mejorar un valor optimizador a baja vergencia cuando se adquiere acomodación residual .

Cuando se utiliza una forma de adición más complicada, una forma de determinar la acomodación es calcular la acomodación residual disponible que minimice la RMS total. La optimización de forma puede ajustarse a la medida para un paciente. El ajuste a la medida puede incluir los tamaños de pupila del paciente en diferentes condiciones de iluminación y observación, tales como visión de lejos con brillo, visión de cerca con brillo, visión de lejos tenue y visión de' lejos tenue. La optimización también puede basarse en acomodación residual del paciente, o la acomodación residual pronosticado con base en la edad del paciente o la preferencia de visión del paciente debida por ejemplo a su empleo u otros requerimientos. Es decir, el ajuste a la medida puede poner más énfasis en visión de lejos, de cerca o intermedia. Similarmente, el ajuste a la medida puede poner más énfasis en condición de iluminación tenue, condición de iluminación con brillo o condición de iluminación escotópica. Además, la optimización puede basarse en que tan lejos desea el paciente que dure la corrección. En muchas formas, la corrección de presbiopía puede ser un manejo de compromiso. Si un paciente requiere tener excelente corrección, podrá necesitar re-tratamiento después de un par de años a medida que envejece, cuando la acomodación residual disminuye y/o el tamaño de la pupila se vuelve más pequeño . Alimentar un Conjunto de Condiciones Iniciales en un Optimizador El resultado de salida, o forma de superficie óptica puede ser sensible a la selección de la condición inicial. En el caso del método Downhill Simplex, la condición inicial pueden ser los vértices N+l iniciales, así como los valores optimizadores iniciales correspondientes para un problema N-dimensional. En otras palabras, las condiciones pueden ser los vértices iniciales, así como el valor asociado con estos vértices, para variables N independientes . En el caso del método de ajuste de Dirección, la condición inicial puede ser el vector unitario de la dirección N inicial y un punto inicial para un problema N-dimensional. Cuando ambos o cualquiera de los valores iniciales para los coeficientes polinómicos y la proporción de pupila se ajustan a valores bajos, los números actuales resultantes a menudo pueden ser bajos, especialmente para el caso de la proporción de pupila. En un ejemplo, la condición inicial se elige para que sea 1.75 para todos los coeficientes y 0.26 para la proporción de pupila. Las Figuras 9A-9D muestran una variedad de formas determinadas utilizando diferentes condiciones iniciales, como se calcula por el método Downhill Simplex. Tamaño de pupila de 5.6 mm y vergencia de 3D con escalón de 0.1D se consideran. La forma para la Figura 9A es 4.12r-0.235r2+0.08r3-6.9r+4.81r5+2.157r6; para la Figura 9B es 2.6165r+4.1865r4+6.9123rs-9.6363r8; para la Figura 9C es 1.7926r+-5.0812r2-2.163r3-2.3766r4-1.1226r5 1.6845r6; y para la Figura 9D es 1.5178r+7.2303r4-2.4842r6- 1.7458r8+l .8996r10. Para las condiciones iniciales, las proporciones fijas y alimentación al azar total pueden no necesariamente ayudar el algoritmo para converger a un mínimo o máximo global . Implementar un Optimizador para Establecer una Forma Óptica a la Medida para el Paciente Particular de Acuerdo con la Función Meta, a Fin de Tratar o Mitigar Una Condición de la Visión en el Paciente Particular El algoritmo de optimización interactiva puede emplearse para calcular una forma que optimiza la calidad óptica para el paciente particular. Por ejemplo, en el caos de presbiopía, la forma puede calcularse para optimizar la visión a distancia y la visión de cerca. En otras palabras, la forma de superficie óptica correctiva corresponde al conjunto de parámetros de salida que se proporcionan por el optimizador. Los parámetros de salida pueden ser los coeficientes de polinomios que describen la forma, así como la proporción de diámetro de la forma a la del diámetro de pupila. Estos parámetros de salida pueden definir la forma de superficie óptica optimizada o ajustada a la medida final. Este enfoque proporciona una forma numérica para optimización general de la forma de superficie óptica para corrección o tratamiento de una condición de visión, tal como presbiopía. Ya sea que se trate para cirugía refractiva, lentes de contacto, gafas, o lentes intra-oculares, el enfoque puede ser muy benéfico. Para presbiopes con error refractivo, la forma óptima puede combinarse con la forma que corrige el error refractivo, por ejemplo el error de frente de ondas medido del paciente . A fin de modelar esta desviación en la práctica, puede agregarse interferencia de distribución gaussiana en la forma, de manera tal que cuando esté presente interferencia, la estabilidad del algoritmo puede probarse. Por ejemplo, puede introducirse interferencia gaussiana de desviación estándar de OPD 0.02 µm. Esto corresponde a casi 0.06 m en profundidad de tejido en el caso de cirugía láser. Esto es más grande que el umbral general RMS para el algoritmo de Barrido de Punto Variable (VSS = Variable Spot Scanning) para dicha forma. La Figura 10 ilustra una comparación de las formas calculadas con una condición libre de interferencia (oscuridad) y con una desviación estándar de 0.02 µm de interferencia aleatoria gaussiana en OPD en el frente de ondas . El caso libre de interferencia tiene un valor optimizador de 3.008 con 184 iteraciones y el caso de interferencia tiene un valor optimizador de 2.9449 con 5000 iteraciones. Ambas usan el método Downhill Simplex. Tamaño de pupila es 5 mm con vergencia 3D y escalón 0.1D. Adición de ruido o interferencia también puede ayudar a garantizar la estabilidad del algoritmo . También es posible probar como trabajan la convergencia, valor optimizador, y forma con diferentes tamaños de pupila alimentados. Un ejemplo de resultados de esta prueba se ilustra en la Tabla 1. Para tamaños de pupila más pequeños, la forma puede cubrir toda la pupila. Es decir, la forma puede ser más grande que el tamaño de la pupila. También, la profundidad puede (Tabla 1 Cont.) Tabla 1. Formas para dependencia de pupila con vergencia de 3D escalón de 0.1D. Como se determina por el enfoque de la presente invención, una forma de superficie óptica deseable tiene una zona central sin ablación y una zona externa que proporciona mejorada capacidad de lectura o visión de cerca. Con base en el ejemplo mostrado en la Figura 7, la zona plana central puede ser aproximadamente 1.96 mm de diámetro. Debido a que el efecto de sanado puede reducir la zona central, la ablación plana planeada puede requerir ir más allá de 2 mm a fin de obtener una zona plana sanada de aproximadamente 1.96 mm. Esto puede ser para un tamaño de pupila de aproximadamente 5.6 mm (tamaño natural) . La presente invención también puede considerar dependencia práctica de pupila en el enfoque. En un ejemplo de la presente invención, la zona óptica puede ser aproximadamente 0.91 veces el tamaño del tamaño de la pupila, que es de aproximadamente 5.1 mm. Además, la presente invención también puede incorporar una zona de transición tal como una técnica de zona de transición estándar VISX, como se emplea en el barrido de punto variable (VSS) . Lo que es más, la presente invención también puede proporcionar una descripción matemática clara para la forma de superficie óptica fuera de la zona sin ablación. En forma relacionada, la Figura 11C ilustra que puede haber una dependencia entre el valor optimizador y el tamaño de pupila. La Figura 11C también muestra un valor optimizador preferido (óptimo) . Un valor optimizador puede ser un valor de la función meta después de optimizar. Teóricamente, este valor no deberá ser menor que la unidad. Un algoritmo de optimización o minimización puede emplearse para encontrar valores de parámetros libres de manera tal que el valor optimizador sea lo más cercano posible a la unidad. La presente invención puede incorporar variantes tamaños de pupila, aunque los presbiopes pueden tender a tener una variación de tamaño de pupila menor. Debido a que una forma óptima para un tamaño de pupila fijo puede no ser más optimizada si cambia el tamaño de pupila, la presente invención puede proporcionar enfoques que permiten variaciones en tamaño de pupila. La forma de superficie óptica final puede ser aquella que da una calidad óptica óptima frente a un cierto rango de vergencia, cuando el tamaño de pupila varía sobre un rango . Para demostrar que tan efectiva es una solución en términos de métrica óptica, la MTF puede mostrar a diferentes frecuencias espaciales, como se ilustra en las Figuras 11A-C, que proporcionan valores optimizadores para diversas correcciones. Aparentemente, la curva óptima da el valor mínimo (optimizado) para todos los tamaños de pupila. Ojos con más grandes pupilas pueden ser más difíciles de optimizar. Lo que es más, una corrección multi-focal cuidadosamente diseñada puede ser cercana a lo óptimo, como se ilustra adicionalmente en las Figuras 11A-C. Esto es, el valor optimizador para la corrección muíti-focal puede ser cercano al de la corrección optimizada, por lo tanto los resultados son bastante similares. Este resultado también se ilustra en la Figura 13. La menor línea de regresión en la Figura 11C puede ajustar el límite práctico para el valor optimizador. En otro enfoque, para demostrar que tan efectiva es una solución en términos de métrica óptica, la MTF compuesta puede trazarse, como se muestra en las Figuras 9A-B. Aquí, la MTF compuesta para diversos tratamientos para una pupila de 5 mm sobre una vergencia 3D es trazada. Puede ser benéfico el equilibrar o balancear en forma óptima el nivel de MTF compuesta en toda distancia de vergencia o sobre la vergencia deseada. La Figura 9C muestra una comparación de correcciones bi-focales y óptimas, con un diagrama de ojo simulado visto a diferentes distancias objetivo, considerando una pupila de 5 mm sin acomodación. El diagrama del ojo tiene líneas 20/100, 20/80, 20/60, 20/40 y 20/20, respectivamente . La Figura 10 es un diagrama de ojo simulado que se ve a diferentes distancias objetivo, y compara un caso optimizado (inferior) a sin corrección (línea superior) ; lentes para lectura (segunda línea) ; lentes bi-focales (mitad interior para lectura y mitad exterior para distancia, tercer línea) ; y lentes multi-focales (centro de pupila para lectura con potencia máxima y periferia de pupila para distancia con potencia cero y cambio de potencia lineal intermedia, cuarta línea) . Los efectos de la optimización pueden verse claramente por la comparación. No se considera error refractivo o acomodación en ninguno de los casos. El diagrama del ojo tiene líneas 20/100, 20/80, 20/60, 20/40 y 20/20. Utilizando los enfoques anteriores, es posible obtener una forma que no solo es más grande que el tamaño de pupila, sino que también puede ser implementada prácticamente. A menudo, solo la porción de la forma dentro de la pupila puede evaluarse para calidad óptica, aunque esto no es un requerimiento. Por ejemplo, toda la zona sobre la pupila puede quedar sin ablación, pero puede haber una zona fuera de la pupila que se somete a ablación. De esta manera, la visión a distancia no se afecta, pero para la visión de cerca, puede haber una ventaja para la luz que viene del exterior de la pupila debido a una periferia enormemente deformada . Una función meta con base en componentes ópticos geométricos, o trazo de rayos, puede ser útil para determinar estas formas . La acomodación residual también puede afectar el resultado de optimización, debido a que puede retirar algo de las ondas en el frente de ondas combinado en cualquier vergencia.

Los enfoques de la presente invención pueden implementarse en una variedad de sistemas de computadora, incluyendo aquellos con una unidad de procesamiento central UPC (CPU) de 200 MHz con memoria de 64MB, y típicamente se codificarán en lenguaje de computadora tal como C o C++ . Simulaciones se han corrido exitosamente en una computadora portátil con una UPC de 1.2 GHz con memoria de 256 MB . Las técnicas de la presente invención también pueden implementarse en sistemas de cómputo más rápidos y más robustos. La presente invención incluye soporte lógico que implementa el optimizador- para aplicaciones prácticas en un ambiente clínico. El optimizador a menudo comprenderá un código de programa optimizador incorporado en un medio legible por máquina, y opcionalmente puede comprender un módulo de soporte lógico, y/o una combinación de soporte lógico y equipo físico. Como se ilustra en las Figuras 14-16, la interfase de soporte lógico puede comprender dos paneles primarios: el panel de parámetros y el panel de exhibición. El panel de parámetros puede dividirse en dos sub-paneles : optimización y verificación. El panel de exhibición también puede dividirse en dos sub-paneles : panel de gráficas y panel de imágenes . El soporte lógico también puede incluir una barra de menú, una barra de herramientas y una barra de estado. En la barra de herramientas, pequeños iconos pueden emplease para fácil acceso de acciones . El sub-panel de optimización puede incluir una cantidad de unidades de parámetros. Por ejemplo, una primera unidad de parámetros puede ser el grupo de información de pupila. En los ejemplos mostrados en las Figs. 14-16, el usuario u operador puede dar cuatro tamaños de pupila diferentes para un ojo específico. Más particularmente, el grupo de información de pupila incluye el tamaño de pupila en (a) condición de visión a distancia con brillo, (b) condición de visión de cerca con brillo (por ejemplo lectura) , (c) condición de visión a distancia con luz tenue, (d) condición de visión de cerca con luz tenue (por ejemplo lectura) . Estos diferentes tamaños de pupila pueden emplearse en el proceso de optimización. Una segunda unidad de parámetro en el sub-panel de optimización puede ser el grupo de exhibición. En los ejemplos mostrados en las Figuras 14-16, el usuario u operador tiene tres selecciones diferentes para la exhibición, incluyendo (a) ninguna, (b) forma, (c) métrica. El grupo de exhibición puede proporcionar instrucción al soporte lógico respecto a que tipo de exhibición se desea para cada iteración. Por ejemplo, ninguno puede significar que no hay exhibición, forma puede significar exhibir la forma actual y métrica puede significar el exhibir la curva métrica óptica actual sobre la vergencia deseada para esta forma actual . Las selecciones pueden cambiarse durante el procedimiento de optimización y en este sentido es interactivo. Una tercera unidad de parámetros en el sub-panel de optimización puede ser el grupo de métrica óptica. En los ejemplos mostrados en las Figs. 14-16, el usuario tiene cinco selecciones diferentes para la métrica, incluyendo (a) proporción de Strehl, (b) MTF a una frecuencia espacial deseada, (c) energía circundada en un campo de visión deseado, (d) MTF compuesta (CMTF) con un conjunto de combinaciones específicas, que puede ser cualquier cantidad de curvas MTF en diferentes frecuencias espaciales y cuando se selecciona la casilla "auto", puede utilizar una CMTF predefinida con tres frecuencias, tales como por ejemplo 10, 20 y 30 ciclos/grado y (e) el volumen de NTF hasta una frecuencia espacial específica. 25% de CMTF sobre la vergencia parece ser un ejemplo de un buen valor objetivo para optimización. Una unidad de cuarto parámetro en el sub-panel de optimización puede ser el grupo de algoritmo de optimización. En los ejemplos mostrados en Figs. 14-16, el usuario tiene tres diferentes selecciones para el algoritmo de optimización empleado por el optimizador, incluyendo (a) el método de ajuste de dirección (Powell) , (b) el método Downhill Simplex, y (c) el método de templado simulado. El optimizador puede emplear un algoritmo estándar o derivado para optimización de función (minimización o maximización) . Puede ser un algoritmo multidimensional, no lineal e iterativo. Una cantidad de otros parámetros pueden incluirse en el sub-panel de optimización. Como se muestra en Figs. 14-16, estos otros parámetros pueden implementarse por separado (opcionalmente como un cuadro combinado) con una cantidad de selecciones para cada uno. Estos pueden incluir parámetros tales como (a) el número de términos de la expansión polinomial, (b) el tamaño de cuadro, (c) el tipo PSF (monocromático, RGB o policromático) , (d) si la forma es EPTP o no-EPTP, (e) el requerimiento de vergencia, (f) la etapa de vergencia y (g) la acomodación residual. El soporte lógico puede incluir una tabla de StringGrid que exhibe los coeficientes polinomiales, el valor PAR, el valor optimizador así como el número de iteraciones actuales. Estos números pueden actualizarse cada iteración. El sub-panel de verificación puede incluir una cantidad de unidades de parámetro. Por ejemplo, una primera unidad de parámetro puede ser el grupo "que" (which) . En los ejemplos mostrados en las Figuras 14-16, el operador puede utilizar este grupo para seleccionar si se utilizan letras de gráfica optométrica construida o todo una escena o diagramas para ojos. Una segunda unidad de parámetro en el sub-panel de verificación puede ser el grupo de imagen izquierda. El usuario puede realizar una selección en el grupo de imagen izquierda de la PSF y escena importada. Una tercera unidad de parámetro es el grupo de imagen derecha, en donde el usuario puede hacer una selección a partir de la escena importada y borroso de cerca . Los dos grupos de exhibición de imagen son para los sub-paneles izquierdo y derecho en el sub-panel de imagen. Como se ilustra adicionalmente en las Figuras 14-16, el cuadro combinado para letra puede proporcionar una lista de diferentes letras de gráfica optométrica, y el cuadro combinado VA puede proporcionar la precisión visual esperada, de 20/12 a 20/250. El cuadro combinado de contraste puede proporcionar una lista de las selecciones de sensibilidad de contraste, de 100% a 1%. Dos casillas de comprobación también pueden incluirse. La casilla de comprobación agregar, una vez seleccionada, agrega la presbiopía al ojo simulado. La casilla de comprobación de prueba, cuando se selecciona realiza la distancia (vergencia 0) . En el fondo, hay una corredera con la cual todas las imágenes guardadas (por ejemplo PSF e imágenes convolucionadas (pueden revisarse) . Hay muchos factores que pueden afectar el tamaño de pupila y estos factores pueden ser considerados enfoques de optimización de la presente invención. Por ejemplo, la forma puede ajustarse a la medida para diversas condiciones de iluminación y acomodación. Como se muestra en la Figura 17, y discute adicionalmente en la tabla 2, el tamaño de pupila puede cambiar con las condiciones de iluminación. Cada uno de los métodos, dispositivos y sistemas para mitigar y/o tratar presbiopía aquí descritos, pueden aprovechar estas variaciones en tamaño de pupila. Un tamaño de pupila de un paciente particular a menudo será medido, y múltiples tamaños de pupila bajo diferentes condiciones de observación pueden alimentarse para estas técnicas .

Un paciente también puede tener una preferencia de visión relacionada a tarea que se correlaciona con condiciones de iluminación, tales como aquellas descritas en la tabla 3, y el ajuste a la medida puede basarse en estas preferencias relacionadas a tarea.

Tabla 3 cd/m2 Condición de iluminación La Figura 18 ilustra que el tamaño de pupila puede cambiar con la acomodación y la Figura 19 ilustra una comparación de las correcciones al proporcionar valores optimizadores para diversas acomodaciones. Con tres o más dioptrías de acomodación residual, el valor optimizador puede lograr un límite de aproximadamente 1.0, independientemente del tamaño de pupila. Típicamente, una gran cantidad de acomodación residual puede corresponder a un valor optimizador más pequeño después de optimización. La línea límite puede corresponder a un valor optimizador de aproximadamente 5.0. En otras palabras, un valor oprtimizador de aproximadamente 5.0 puede verse como un buen límite práctico. Ya sea puede haber una pupila más pequeña, o una cantidad más grande de acomodación residual, a fin de optimizar de manera tal que todas las distancias de vergencias tiene buen desempeño visual. Las Figuras 20 y 21 muestran optimizaciones bajo diversas condiciones de acomodación. Las Figs. 21A y 21B muestran CMTF y valores optimizadotes cuando el tamaño de pupila cambia y la acomodación residual (RA) se modela. La Figura 21C muestra diagramas para ojos simulados vistos a diferentes distancias objetivo después de optímización, todos considerando un tamaño de pupila máximo de 5 mm. Cada gráfica optométrica tiene líneas de 20/100, 20/80,20/60, 20/40, y 20/20. La línea superior simula que no hay acomodación y no hay cambios en tamaño de pupila. La línea media no considera acomodación pero cambios en el tamaño de pupila de 5 mm (distancia tenue) a 2.5 mm (cercano con brillo) . En la línea inferior, la simulación considera acomodación de ID con cambios en tamaño de pupila de 5 mm (distancia tenue) a 2.5 mm (con brillo cercano) . La Figura 22 muestra valores CMTF para diversas correcciones . Se considera un tamaño de pupila de 5 mm, junto con un tamaño de pupila más pequeño de 2.5 mm (condición de lectura con luz intensa) y una acomodación residual de ID. La Figura 23 compara correcciones bifocales, óptimas y multifocales, bajo la consideración de una acomodación residual de una dioptría. Estos diagramas para ojos simulados se ven a diferentes distancias objetivo después de optimización. Acomodación de ID y cambios de pupila a 5 mm, de 5mm (distancia tenue) a 2.5 mm (cercano con brillo) se consideran. El gráfica optométrica tiene 20/100, 20/80, 20/60, 20/40, y 20/20 líneas, respectivamente. La Figura 24 ilustra una gráfica optométrica simulado que se ve a diferentes distancias objetivo. Los datos en esta Figura con base en la consideración de que disminuye el tamaño de pupila de 5 mm a 2.5 mm, y hay una acomodación residual de una dioptría en todos los casos . Los métodos y sistemas de forma ajustados a la medida de la presente invención pueden utilizarse en conjunto con otros enfoques de tratamiento óptico. Por ejemplo, la solicitud de patente provisional de los E.U.A. copendiente Número de Serie 60/431,634, presentada en diciembre 6, 2002 (Expediente del agente Número 018158- 022200US y en la solicitud de patente provisional de los E.U.A. copendiente número de serie 60/468,387 presentada en Mayo 5, 2003) expediente del agente Número 018158-022300US) las descripciones de las cuales aquí se incorporan por referencia para todos los propósitos, describen un enfoque para definir una forma de receta para tratar una condición de visión en un paciente particular. El enfoque involucra determinar una forma refractiva de receta, configurada para tratar la condición de visión, la forma prescriptiva incluye una región de "adición" interior o central y una región exterior. El enfoque también incluye el determinar un diámetro de pupila del paciente particular, y definir una forma de receta que comprende una porción central, la porción central tiene una dimensión con base en el diámetro de pupila, la región interior de la forma refractiva de receta, y un atributo de al menos un ojo previamente tratado con la forma refractiva de receta. De acuerdo con esto, la presente invención puede incluir un método para determinar una forma ajustada a la medida que incluye una porción central ajustada en escala como se describió anteriormente, la forma ajustada a la medida da resultados al menos tan buenos o mejores que los métodos previamente conocidos. Sistemas La presente invención también proporciona sistemas para suministrar formas de receta ajustadas a la medida, prácticas u optimizadas, que mitigan o tratan condiciones de visión tales como presbiopía en pacientes particulares. Los sistemas pueden configurarse de acuerdo con cualquiera de los métodos y principios anteriormente descritos .

Por ejemplo, como se muestra en la Figura 25, puede emplearse un sistema 100 para volver a perfilar una superficie de la córnea de un ojo 150 de un paciente particular, a partir de una primera forma a una segunda forma que tiene propiedades ópticas mejoradas de manera correctiva. El sistema 100 puede comprender una alimentación 110 que acepta un conjunto de parámetros de paciente, un módulo 120 que determina una forma de superficie óptica para el paciente particular con base en el conjunto de parámetros del paciente, utilizando una función meta apropiada para una condición de visión de un ojo, un procesador 130 que genera un perfil de ablación y un sistema láser 150 que dirige energía láser sobre la córnea de acuerdo con el perfil de ablación a fin de volver a perfilar una superficie de la córnea desde la prior forma a la segunda forma, en donde la segunda forma corresponde a la forma de la receta. Con referencia a la Figura 26A, la presente invención a menudo aprovechará el hecho de que el ojo cambia en dos formas diferentes con cambios en la distancia de observación: el lente cambia en forma para proporcionar acomodación y el tamaño de pupila varía simultáneamente . La acomodación y la constricción pupilar trabajan al unísono en ojos normales sanos, cuando se cambia desde una distancia de observación de lejos a cercana, y una relación sustancialmente lineal puede existir entre al menos una porción de los rangos de acomodación y constricción superpuestos, pero el efecto puede variar significativamente entre sujetos (de 0.1 a 1.1 mm por dioptría) . Aún más, cuando el estímulo para acomodación se incrementa más allá de la habilidad del ojo para cambiar su refracción, la relación entre acomodación del lente y la constricción pupilar pueden ser curvilíneas como se muestra. Mientras que trabajan al unísono, la constricción pupilar y la acomodación no están vinculadas necesariamente . Estas dos funciones pueden avanzar independientemente, y pueden incluso trabajar en direcciones opuestas, particularmente cuando el paciente se somete simultáneamente a grandes variaciones en intensidad de luz con cambios en la distancia de observación. Sin embargo, recetas para presbiopía pueden aprovechar la correlación entre la dimensión de pupila y la distancia de observación para un paciente particular. La extensión de tiempo efectiva para una receta para mitigar presbiopía también puede extenderse al. tomar en cuenta cambios graduales en dimensión de pupila con el tiempo (tales como el encogimiento gradual de la pupila al envejecer) , con la disminución gradual concurrente del acomodación. Detalles respecto a constricción de la pupila se publicaron en un libro con título The Pupil por Irene E. Loewenfeld (Iowa State University Press, 1993).

Ahora con referencia a la Fig. 26B y 26C, si consideramos que podemos ajustar a la medida la potencia óptica total benéfica para el ojo conforme cambia a diferentes tamaños de pupila, primero podemos desear el identificar una relación entre esta potencia óptica y tamaño de pupila deseado. Para determinar qué potencias serán convenientes para un paciente particular a diferentes condiciones de observación, podremos medir tanto la esfera manifiesta como los tamaños de pupila correspondientes de ese paciente en una variedad de condiciones de observación diferentes. La esfera manifiesta puede entonces emplearse como nuestra potencia deseada o efectiva a utilizarse para tratar presbiopía como se detalla a continuación. La potencia óptica deseada también puede determinarse a partir del manifiesto medido, por ejemplo con potencia deseada que es una función del manifiesto para ajustar la acomodación residual y/o efectos de envejecimiento anticipados o semejantes. En cualquier caso, estas mediciones específicas de pacientes pueden ser la base para determinar potencias deseadas para tamaños de pupilas asociados de ese paciente, tal como en los cuatro puntos ilustrados en la Fig. 26B. También pueden emplearse menos o más puntos . En forma alterna, esfera manifiesta y tamaño de pupila para una población de diferentes pacientes que han sido tratados exitosamente con una forma de receta de presbiopía determinada, pueden trazarse, y una correlación derivada de estos datos empíricos, como se ilustra esquemáticamente en la Fig. 26C. Pueden emplearse enfoques aún adicionales, incluyendo combinaciones en donde una población de pacientes que tienen diferentes tamaños de pupila se emplea para derivar una correlación inicial que subsecuentemente se refina con múltiples mediciones de al menos un paciente (y a menudo una pluralidad de pacientes) . Independientemente, la relación entre nuestra potencia óptica deseada y el tamaño de pupila pueden determinarse. Como será claro a partir de la siguiente descripción detallada, la constricción de la pupila a diferentes distancias de observación, permite entonces que se altere la potencia total del ojo por la constricción pupilar, a pesar de una pérdida en la flexibilidad del lente. Por ejemplo, podemos emplear una porción periférica del sistema ocular que tiene una potencia diferente a una porción central. Al comprender las variaciones de estos otros sistemas ópticos asféricos con el cambio de tamaños de pupila, podemos proporcionar buen desempeño óptico a través de un rango de distancias de observación. La siguiente descripción primero proporciona técnicas y dispositivos para optimizar en forma interactiva la refracción para tratamiento de presbiopía.

Esto es seguido por una breve revisión de una forma de ablación láser inicial ejemplar para mitigar presbiopía, que a su vez es seguido por una explicación de técnicas para optimizar esa forma (u otras formas) a menudo utilizando información empírica y/o específica del paciente para ajustar en escala las formas. Técnicas numéricas y analíticas generalizadas para determinar o seleccionar formas de receta para mitigar presbiopía apropiadas, serán entonces proporcionadas. Definiendo una forma de receta ajustada en escala para una condición de visión, determinando una forma de refracción de receta. Ciertas formas de refracción de receta son efectivas para tratar condiciones de visión, y es posible proporcionar una forma de receta eficiente al ajustar en escala una forma al paciente particular que se trata. Formas ópticas pueden ajustarse en escala, con base en datos recolectados de sujetos previamente tratados con una forma óptica de receta uniforme, tal como potencias manifiestas medidas para diferentes tamaños de pupila. Las formas también pueden ajustarse en escala con base en la potencia óptica total deseada del ojo bajo diferentes condiciones de observación. Es útil el seleccionar o construir una forma refractiva de receta inicial apropiada para la condición de visión. Por ejemplo, formas de tratamiento prescriptivas o de receta tales como aquellas mostradas en la Fig. 28 se ha encontrado que proporcionan un rango de buen foco para el ojo a fin de mitigar presbiopía. Esta forma de receta particular es la suma de dos formas componentes: un tratamiento de curva base que define una región exterior con un diámetro aproximado de 6.0 mm, y una adición refractiva que define una región interior con un diámetro aproximado de 2.5 mm. Formas de receta tales como esta pueden proporcionar una adición de potencia esférica en el rango de entre aproximadamente 1.0 dioptría a aproximadamente 4.0 dioptrías en la región interior. Además, la adición de potencia esférica puede ser aproximadamente 3.1 dioptrías . Al combinar las regiones interior y exterior, la forma refractiva de receta total puede ser asférica. Se aprecia sin embargo que las dimensiones y propiedades de una forma de receta pueden variar dependiendo del propósito pretendido de la forma . Tratamiento de presbiopía a menudo involucra ensanchar el rango de foco del ojo. Con referencia a la Fig. 29, un ojo emetrópico con una longitud focal del sistema óptico, resulta en un punto de foco 10 que produce una imagen nítida. En este punto, la potencia refractiva de la córnea y el lente se iguala a la longitud del ojo. Consecuentemente, los rayos de luz 20 que entran al ojo convergen en la retina 30. Si hay una diferencia entre la potencia refractiva y la longitud del ojo, sin embargo los rayos de luz pueden converger en un punto 40 frente de o tras la retina, y la imagen formada en la retina puede estar fuera de foco . Si esta discrepancia es lo suficiente pequeña para no ser notada, aún está dentro del rango de foco 50 o la profundidad de foco. En otras palabras, la imagen puede ser enfocada dentro de un cierto rango ya sea enfrente de o en la parte posterior de la retina, sin embargo aún se percibe como clara y nítida. Como se muestra en la Fig. 30, cuando un objeto está a una distancia de lejos 60 del ojo, los rayos de luz 20 convergen en la retina 30, en el punto focal 10. Cuando el objeto se mueve a una distancia de cerca 70, los rayos de luz 20' convergen en un punto focal 80 más allá de la retina. Debido a que la imagen está fuera de la profundidad del foco 50, la imagen se percibe como borrosa. A través del proceso de acomodación, el lente cambia forma para aumentar la potencia del ojo. El aumento en potencia lleva el punto focal 80 de regreso hacia la retina conforme el ojo intenta reducir lo borroso . En el ojo presbiópico, el mecanismo de acomodación puede no funcionar lo suficiente y el ojo puede no ser capaz de llevar el punto focal a la retina 30 o incluso en el rango de foco 50. En estas circunstancias, es conveniente tener un sistema óptico con un rango de foco ensanchado 50 ' . Una forma de lograr esto es proporcionar un sistema óptico con una forma asférica. La forma asférica por ejemplo puede ser sometida a ablación en una superficie del ojo, la superficie a menudo comprende una superficie estromal formada o expuesta al desplazar o retirar al menos una porción de un epitelio córneo, o una aleta que comprende epitelio córneo, membrana de Bowman, y estroma. En forma relacionada, la forma puede proporcionarse por un lente corrector. En algunos sistemas ópticos, sólo una porción de la forma puede ser asférica. Con una forma asférica, no hay un solo punto excelente de foco. Por el contrario, hay un mayor rango de buen foco. La mejor precisión de foco sencilla está comprometida, a fin de extender el rango de foco. Al extender el rango de foco 50 a un rango ensanchado de foco 50', hay una mejora en la capacidad para ver tanto objetos distantes como cercanos, sin necesidad de 3D o más en acomodación residual . Sin estar limitados por ninguna teoría particular, se considera que la adición de potencia de la región interior ilustrada en la Fig. 28, proporciona un efecto miópico para ayudar a la visión de cerca llevando el foco de visión de cerca más cerca a la retina, mientras que la región exterior permanece sin alterar para visión a distancia. En este sentido, la aplicación de esta forma de receta es bifocal, con la región interior que es miope respecto a la región exterior. Dicho de otra forma, el ojo puede utilizar la región interior para visión de cerca y utilizar toda la región para visión a distancia. En un tratamiento de ablación con láser, la forma de ablación refractiva de receta puede tener cambios sustancialmente abruptos, pero topografías posteriores a ablación pueden mostrar que el sanado del ojo puede alisar las transiciones. - La forma puede aplicarse además de cualquier corrección refractiva requerida adicional al superponer la forma en una forma de ablación correctiva refractiva. Ejemplos de estos procedimientos se discuten en la Solicitud de Patente de los E.U.A. copendiente Número de Serie 09/805,737, presentada en marzo 13, 2001 (Expediente del Agente NO.018158-013210US) la descripción de la cual aquí se incorpora por referencia para todos los propósitos. Formas de presbiopía alternas también pueden ajustarse en escala utilizando las técnicas descritas aquí , opcionalmente en combinación con otras modificaciones de ajuste a la medida del paciente, como puede comprenderse con referencia a la Solicitudes de Patente provisionales de los E.U.A. Números de Serie 60/468,387 presentada en mayo 5, 2003 (Expediente del Agente No. 18158-022300), 60/431,634, presentada en diciembre 6, 2002 (Expediente del Agente No. 18158-022200), y 60/468,303, presentada en mayo 5, 2003 (Expediente del Agente No. 18158-022210), las descripciones de las cuales aquí se incorporan por referencia para todos los propósitos. Formas de presbiopía alternas pueden incluir potencias de adición concéntrica sobre una porción periférica o exterior de la pupila, sobre una región intermedia entre regiones interiores y exteriores, sobre bandas angulares intermitentes o semejantes; regiones de adición asimétrica (a menudo superior o inferior) , regiones esféricas o de subtrazo asimétrico o concéntricas y semejantes. La presente solicitud también proporciona formas refractivas ajustadas a la medida adicionales que pueden utilizarse para tratar presbiopía. Determinar un diámetro de pupila del paciente particular Cuando se ajusta en escala una forma refractiva para tratar a un paciente particular, ayuda el determinar el diámetro de pupila del paciente particular que se va a tratar. Varios métodos pueden emplearse para medir el diámetro de pupila, incluyendo técnicas de análisis de imagen y mediciones de frente de ondas tales como las mediciones de frente de ondas de Wavescan® (VISX, Incorporated, Santa Clara, CA) . El tamaño de la pupila puede jugar un papel para determinar la cantidad de luz que entra al ojo, y también puede tener un efecto en la calidad de la luz que entra al ojo. Cuando la pupila está muy restringida, un porcentaje relativamente pequeño de la luz total que cae en la córnea, actualmente puede entrar al ojo. En contraste, cuando la pupila está más dilatada, la luz permitida al ojo puede corresponder a un área mayor de la córnea. De manera relacionada, las porciones centrales de la córnea tienen un efecto más dominante en la luz que entra al ojo que las porciones periféricas de la córnea . El tamaño de pupila puede tener un efecto en la calidad de luz que entra al ojo. Cuando el tamaño de pupila es más pequeño, la cantidad de luz que pasa a través de la porción central de la córnea es un porcentaje superior de la luz total que entra al ojo. Cuando el tamaño de pupila es más grande, sin embargo la cantidad de luz que pasa a través de la porción central de la córnea es un porcentaje menor de la luz total que entra al ojo. Debido a que la porción central de la córnea y la porción periférica de la córnea pueden diferir en sus propiedades refractivas, la calidad de la luz refractada que entra a una pequeña pupila, puede diferir de la que entra a una pupila grande. Como se discutirá más a continuación, ojos con diferentes tamaños de pupila pueden requerir formas de tratamiento refractivo de escala diferente . Una región interior de la forma refractiva de receta Datos experimentales de ojos tratados previamente pueden proporcionar información útil para ajustar en escala una forma de tratamiento refractivo para un paciente particular. Por ejemplo, una forma refractiva para un paciente particular puede ajustarse en escala, con base en ciertas características o dimensiones de la forma utilizada para tratar los ojos de los sujetos. Una dimensión útil de la forma de receta presbiópica anteriormente descrita es un tamaño o diámetro de región interior o adición refractiva. Es posible ajustar en escala una forma de tratamiento para un paciente particular, con base en el diámetro de la adición refractiva de la forma de receta. Técnicas alternas pueden ajustar en escala una potencia de una región interior, exterior o intermedia, un tamaño de una región exterior o intermedia o semejantes. Si el diámetro de adición refractiva es pequeño, puede ocupar un porcentaje menor de la forma refractiva total sobre la pupila. Por el contrario, si el diámetro de adición refractiva es grande, puede ocupar un porcentaje mayor de la forma refractiva total sobre la pupila. En este último caso, debido a que el área de la periferia es relativamente más pequeña, se disminuye la potencia a distancia. En otras palabras, el área de la adición ocupa más de la forma refractiva total empleada para la visión a distancia.

Un atributo de un conjunto de ojos previamente tratados con la forma refractiva de receta Como se anotó anteriormente, datos experimentales de tratamientos para ojo de receta previos pueden ser útiles para ajustar en escala un tratamiento para un individuo particular. Cuando se ajusta en escala una forma de tratamiento de presbiopía, ayuda a identificar un medición del diámetro de pupila de entre un conjunto de ojos tratados previamente con un tamaño de tratamiento fijo, que corresponde tanto a una buena visión a distancia y de cerca. Es posible utilizar medidas de precisión y potencia a partir del conjunto de ojos tratados, para determinar este diámetro de pupila. El tamaño de tratamiento fijo (por ejemplo región interior de 2.5 mm) puede decirse que es apropiado para este diámetro de pupila identificado . Las Figuras 31 y 32 ilustran el efecto que puede tener el tamaño de pupila en agudeza a distancia y precisión de cerca, en sujetos tratados con una forma refractiva de receta, por ejemplo una forma que tienen una zona de adición central de 2.5 mm de -2.3 dioptrías. Con referencia a la Figura 31, los valores de tamaño de pupila se obtuvieron de un grupo de sujetos al ver hacia el infinito bajo condiciones mesópicas o luz tenue. Los valores de agudeza a distancia sin corregir de 6 meses se obtuvieron del mismo grupo de sujetos bajo condiciones fotópicas . Con referencia a la Figura 32, valores de tamaño de pupila se obtuvieron de un grupo de sujetos al ver el objeto cercano bajo condiciones mesópicas o de luz tenue. Los valores de precisión de cerca sin corregir de 6 meses se obtuvieron del mismo grupo de sujetos bajo condiciones fotópicas . Una forma de determinar la medida de diámetro de pupila óptimo es al superponer una gráfica de precisión de cerca sobre una gráfica de precisión a distancia, y evaluar el diámetro de pupila que correspondes a la intersección de las líneas . Otra forma en determinar un diámetro de pupila que corresponde tanto a buena agudeza a distancia como de cerca, es definir cada una de las pendientes matemáticamente : Precisión de cerca = -2.103 + 0.37879 * Tamaño de pupila (Tenue) (Figura 27) Agudeza a distancia = 0.40001 - 0.0677 * Tamaño de pupila (Tenue) (Figura 26) Al igualar las dos ecuaciones de las gráficas, es posible resolver el punto de intersección. -2.103 + 0.37879 * Tamaño de pupila (Tenue) = 0.40001 - 0.0677 * Tamaño de pupila (Tenue) Tamaño de pupila (Tenue) = 2.4/0.45= 5.33 mm Una superposición óptima puede ocurrir en un rango de entre aproximadamente 4.0 mm a aproximadamente 6.0 mm. Además, puede ocurrir una superposición óptima en un rango de entre aproximadamente 5.0 mm a aproximadamente 5.7 mm. Estas mediciones pueden corresponder a una medición de diámetro de pupila del conjunto de ojos previamente tratados que corresponden tanto a buena visión a distancia como de cerca, cuando el diámetro de la región de adición central es 2.5 mm. Definir una forma refractiva para tratar a la agudeza de un paciente particular como una función del tamaño de pupila. La presente invención proporciona métodos y sistemas para definir una receta para tratar una condición de visión en un paciente particular, con la receta que opcionalmente comprende una forma refractiva. Este método puede basarse en las siguientes características: (a) una forma refractiva de receta configurada para tratar la condición de visión, incluyendo su región interior; (b) un diámetro de pupila del paciente particular, y (c) un atributo de un conjunto de ojos previamente tratados con la forma de receta. Por ejemplo, la forma de receta puede ser la forma descrita en la Figura 28. La región interior de la forma puede ser adición refractiva, con un diámetro de 2.5 mm. Para propósitos ilustrativos, se considera un diámetro de pupila del paciente particular de 7 mm. El atributo de un conjunto de ojos tratados previamente puede ser el diámetro de pupila de los ojos que corresponden a buena visión a distancia y de cerca, tal como el diámetro de pupila tratado ejemplar de 5.3 mm mostrado en las Figuras 31 y 32. De esta manera, a una relación de la adición refractiva de receta a pupila tratada (PAR) puede expresarse como 2.5/5.3. La PAR puede emplearse en conjunto con el diámetro de pupila del paciente particular para ajustar en escala la forma refractiva. Por ejemplo, una porción central de la forma refractiva ajustada en escala puede be calcularse como sigue . Diámetro de porción central = PAR * diámetro de pupila de paciente particular. Dado el ejemplo anterior, el diámetro de una porción central de la forma refractiva ajustada en escala para tratar al paciente particular es: (2.5/5.3)*7 mm = 3.3 mm En este ejemplo, esta porción central ajustada en escala puede corresponder al diámetro de la adición refractiva de la forma refractiva definida. Habrá de apreciarse que la forma refractiva y la porción central de la forma refractiva pueden en forma alterna ser esféricas o asfericas . Por ejemplo, la forma refractiva puede ser asférica, y la porción central de la forma refractiva puede ser asférica; la forma refractiva puede ser esférica y la porción central de la forma refractiva puede ser esférica; la forma refractiva puede ser asférica, y la porción central de la forma refractiva puede ser esférica; o la forma refractiva puede ser esférica, y la porción central de la forma refractiva puede ser asférica. Como se mostró anteriormente, la PAR puede ser aproximadamente 2.5/5.3, o 0.47. Se apreciara que la PAR puede variar. Por ejemplo, la PAR puede estar en el rango de entre aproximadamente 0.35 y 0.55. En algunas modalidades, la PAR puede estar en el rango de aproximadamente 0.2 a aproximadamente 0.8. Opcionalmente, la PAR puede estar en el rango de aproximadamente 0.4 a aproximadamente 0.5. Además, la PAR puede estar en el rango de aproximadamente 0.43 a aproximadamente 0.46. También se apreciara que las proporciones aquí discutidas pueden basarse en las proporciones de área o en proporciones de diámetro. Habrá de considerarse que cuando se discuten proporciones de diámetro, esta discusión también contempla proporciones de área. Potencia como una función de tamaño de pupila. En otro ejemplo, el atributo de un conjunto de ojos previamente tratados puede ser el diámetro de pupilas de los ojos que corresponde a buenos valores a distancia y de cerca para manifiesto esférico. Un grupo de individuos con tamaños de pupilas variantes se trataron con la misma forma refractiva de receta, la forma que tienen un diámetro de adición refractivo presbiópico constante de aproximadamente 2.5 mm. Tamaños de pupilas se obtuvieron en un dispositivo Wavescan® . El manifiesto esférico a 6 meses posterior al tratamiento se muestra como una función del tamaño de pupila en la Figura 33. Aquí, el manifiesto esférico representa la potencia de distancia efectiva como resultado de la forma de receta total, incluyendo la región interior y las regiones exteriores de la forma. Como se ilustra en la Figura 33, para una forma tratamiento de receta determinada, el efecto que la forma tiene en el manifiesto individual puede depender del diámetro de pupila en el individuo. Dependiendo del tamaño de pupila del sujeto tratado, la adición refractiva tendrá una contribución relativa diferente a la potencia. Y debido a los variantes tamaños de pupila, la adición refractiva de receta a la relación de pupila tratada (PAR) puede no ser constante. De esta manera, con el mismo tratamiento de receta, la potencia efectiva puede variar entre diferentes pacientes. En un modelo simplificado, el cambio de potencia de la porción central del ojo tratado a la periferia, puede considerarse lineal. Esta simplificación puede justificarse por los datos . El cambio en potencia puede representarse por la siguiente fórmula, expresado en unidades de dioptrías.

MRS (Potencia a Distancia Efectiva) = -2.87 + 0.42 * Tamaño de pupila (Tenue) [dioptrías] La proporción de cambio en potencia efectiva es de 0.42D por mm para visión a distancia. Se ha mostrado que el diámetro de pupila puede cambiar a una proporción de aproximadamente 0.45D por mm. La potencia de adición es -2.87 dioptrías. Sin estar limitados por ninguna teoría particular, se considera que debido a la asfericidad de la adición central, puede haber una relación lineal entre la potencia de distancia efectiva y el diámetro de pupila. De acuerdo con esto, es posible el caracterizar la proporción de la potencia de distancia efectiva contra el diámetro de pupila con la siguientes ecuación núcleo lineal, en donde C0 y A son constantes. Ecuación A: Potencia de distancia efectiva = CD + A (diámetro de pupila) En individuos que tienen diámetros de pupilas más pequeños, se disminuye la contribución de la región exterior de la forma de receta; la refracción manifiesta es más miope y la potencia efectiva es más pequeña. Y mientras un valor MRS menor puede corresponder a una refracción .más miope, un valor MRS superior puede corresponder a una refracción menos miope . La refracción manifiesta, que puede expresarse en términos de potencia, es a menudo proporcional a la visión a distancia, que puede be expresarse en términos de precisión o logaritmo del ángulo de resolución mínimo (logMAR) . Como se discutió anteriormente, una PAR puede determinarse con base en mediciones de precisión, como una función del tamaño de pupila. En forma análoga, es posible determinar una PAR con base en mediciones de potencia como una función de tamaño de pupila. Sesgo La ecuación A de potencia a distancia efectiva anterior, representa un enfoque para encontrar una buena aproximación para ajustar a la medida el tamaño de forma refractiva. En suma, la intersección de una versión a distancia de la ecuación y una visión de cerca la ecuación, se resuelve para determinar una medida de diámetro de pupila, que forma el denominador para la PAR (diámetro de adición de forma de receta/diámetro de pupila del ojo tratado) . Al ajustar la PAR, es posible ajustar la forma para lograr estados de emetropía u otros refractivos . Alterar el tamaño de la adición forma de receta. Con referencia a la Figura 33, un diámetro de pupila tratada de aproximadamente 5.4 mm tiene un manifiesto esférico de aproximadamente -0.6 dioptrías. Si el tamaño de la adición de forma de receta se hace más grande, la línea puede desplazarse hacia abajo.

Consecuentemente, el efecto en un paciente particular tratado con la forma refractiva ajustada en escala sería un manifiesto esférico más miope de -2.0, por ejemplo. Por otra parte, si el tamaño de la adición se hace más pequeño, la línea puede desplazarse hacia arriba, y el efecto sería un manifiesto esférico de -0.2, por ejemplo. Ya que disminuye el diámetro de la adición, el manifiesto del paciente particular tratado con la forma refractiva ajustada en escala queda más sesgado para mejor visión a distancia. Conforme el diámetro de la adición aumenta, el manifiesto se vuelve más sesgado para mejor visión de cerca. Fijando la PAR Es posible ajustar el manifiesto de cerca para todos los pacientes al fijar la PAR. Con referencia al ejemplo de las Figuras 31 y 32 (donde la intersección de la ecuación A es aproximadamente 5.3 mm) , una proporción de 2.5/5.3 mm puede girar estas líneas de cerca y a distancia hacia la horizontal, aproximadamente Al punto de 5.3 mm. En otras palabras, un análisis de pacientes particulares tratados con una PAR de 2.5/5.3, se espera que resultar en trazos de manifiesto contra tamaño de pupila que tiene líneas que son orientadas más horizontalmente. De esta manera se esperara que cada paciente tenga un manifiesto de cerca similar. En forma alterna, es posible elegir un punto diferente de rotación para optimizar el manifiesto de distancia sobre el manifiesto de cerca, o viceversa. Por ejemplo, al seleccionar un punto de rotación de 5.0 mm, puede proporcionarse mejor manifiesto de cerca a costo de manifiesto de distancia. Cuando se comparan las gráficas de las Figuras 31 y 32, las pendientes de agudeza a distancia y de precisión de cerca pueden variar. Como se muestra en estas figuras, los cambios en visión de cerca tienen una proporción ligeramente superior que la visión a distancia. En otras palabras, la visión de cerca parece ser más sensible a cambios en diámetro de pupila que la visión a distancia. Un ajuste se realiza para mediciones de cerca en la Figura 32 para desplazar una corrección a distancia empleada durante la medición. Modelos no lineales La potencia a distancia efectiva contra diámetro de pupila también puede expresarse por la siguiente ecuación no lineal . Ecuación B: Potencia = C0 + A (diámetro de pupila) + B (diámetro de pupila)2 + C (diámetro de pupila) 3+ ... en donde C0, A, B, y C son constantes. Esta ecuación es solo una de las muchas que pueden emplearse para modelar la relación deseada. Ecuaciones no lineales similares puede pueden emplearse para modelar la potencia efectiva deseada, como se discute a continuación. También, tanto las ecuaciones lineales como no lineales pueden emplearse para modelar el manifiesto objetivo, como se discute a continuación . Manifiesto objetivo (precisión como una función de la potencia) . El manifiesto objetivo o potencia deseada a una distancia de observación particular, puede o no ser emetrópico (0 dioptrías) . Por ejemplo, la visión de cerca puede mejorarse por un manifiesto que es ligeramente miope. Siguiendo un análisis similar al discutido anteriormente para dependencia del tamaño de pupila, una refracción de objetivo óptima puede calcularse, con base en la precisión como una función de la potencia en un conjunto de ojos tratados con la forma refractiva de receta. Las Figuras 34 y 35 muestran la agudeza a distancia y de cerca como una función de manifiesto, respectivamente. La agudeza a distancia y de cerca contra manifiesto puede expresarse por las siguientes ecuaciones no lineales . Agudeza_de_Cerca = A0 + A (manifiesto) + B (manifiesto) 2 + C (manifiesto) 3 + ... Agudeza_a_Distancia = A0 + A (manifiesto) + B (manifiesto)2 + C (manifiesto)3 + ... Aplicando una aproximación de primer orden a las ecuaciones anteriores, y utilizando medidas de los datos previos, la precisión de cerca y a distancia como una función de manifiesto pueden expresarse como sigue. Agudeza_de_Cerca = 0.34 +0.67 (Manifiesto) Agudeza_a_Distancia = -0.04 - 0.13 (Manifiesto) La intersección entre las dos funciones puede resolverse como sigue. 0.34 + 0.67 (Manifiesto) = -0.04 - 0.13 (Manifiesto) Manifiesto = (-0.04-0.34) / 0.67+0.13=-0.48 [dioptrías] El punto entre las dos líneas se reúnen esta es de aproximadamente -0.5D. Por lo tanto, puede ser útil ajustar manifiesto objetivo a -0.5D. Las ecuaciones de manifiesto objetivo pueden refinarse con base en datos de adicionales recolectados de aquellos pacientes que se tratan con la forma refractiva. Como se noto anteriormente con referencia a la Figura 28, una forma de receta puede ser la suma de un tratamiento de curva base y una adición refractiva central . Es posible cambiar la forma base para compensar cualquier desplazamiento de potencia contribuido por la adición refractiva central al manifiesto a distancia. Refinamientos PAR aplicados a pacientes particulares. Conforme se acumulan datos adicionales, es posible calcular los términos de superior orden de la Ecuación B. Más particularmente, es posible calcular los términos de superior orden, a partir de sujetos adicionales que han sido tratados con formas refractivas que corresponden a ajustes de términos constantes y lineales. Por ejemplo, un grupo de pacientes pueden ser tratados de acuerdo con PAR de 2.5/5.3 anteriormente discutidos, y con base en sus resultados, la PAR puede ser más definida. A un grupo de pacientes se les han realizado ajustes en su forma presbiópica de receta con base en resultados del análisis anteriormente discutido. Los pacientes fueron tratados con formas con base en PAR constante de 2.5/5.6 como se aplica a la forma de adición central, con un manifiesto objetivo de -0.5D. Estos ajustes giran la ecuación respecto a la línea de 5.6 mm hacia la horizontal, debido a que el efecto de cerca es una constante. Por ejemplo, un paciente con pupila de 5 mm tiene la misma corrección de cerca que un paciente con pupila de 6 mm, lo que significa que su precisión de cerca deberá ser la misma, es decir un trazo de la precisión de cerca contra el tamaño de pupila será una línea substancialmente plana. Las Figuras 36 y 37 muestran el resultado de este ajuste en este grupo de pacientes. Como se pronostica, las líneas giran. La agudeza a distancia de 7 a 8 de estos pacientes fue 20/20 (logMAR 0) o mejor, y el 8avo fue 20/20+2. Sus pendientes de agudeza de cerca también se han aplastado, con 7/8 pacientes que tienen simultáneamente precisión de 20/32-2 o mejor, y el 8avo 20/40. La Tabla 4 resume las medidas de precisión y potencia. Tabla 4 Agudeza de cerca 0.19 + 0.1 Agudeza a distancia -0.08 +_ 0.08 MRS -0.19 + 0.26 Este grupo ajustado por PAR tuvo un buen resultado para tratamiento de presbiopía. Optimizar una Forma Refractiva para una Condición de Visión Es posible definir formas refractivas ajustadas a la medida tal que se optimicen para tratar un paciente particular. En un enfoque para definir una forma refractiva optimizada, la potencia de la forma refractiva puede basarse en la adición de potencia central de una forma de receta, y el requerimiento de cambio de potencia del paciente particular. Otros enfoques pueden involucrar el derivar una receta apropiada para proporcionar una potencia efectiva total deseada del ojo en diferentes condiciones de observación, de nuevo al aprovechar los cambios en el tamaño de pupila. Determinación de una adición de potencia central deseada de una forma refractiva de receta, configurada para tratar la condición de visión. Una forma de receta puede seleccionarse para tratar la condición de visión del paciente particular.

Por ejemplo, la forma de receta mostrada en al Figura 28 puede seleccionarse para tratar a un paciente particular que tiene presbiopía. Como se discutió previamente, la adición de potencia central de esta forma de receta ejemplar puede ser aproximadamente -3.1 dioptrías. Determinación de un cambio de potencia de un paciente particular El cambio de potencia deseado de un paciente particular puede variar ampliamente; y a menudo depende del tratamiento deseado del paciente o una recomendación de un especialista de la visión. Por ejemplo, el cambio de potencia deseado de un paciente particular que tiene presbiopía puede ser aproximadamente -2.5 dioptrías. El cambio de potencia deseado puede ser lineal o no lineal . Determinación de un parámetro de diámetro de pupila del paciente particular. Cuando se define una forma refractiva para tratar una condición de visión en un paciente particular, es de ayuda determinar el parámetro de diámetro de pupila del paciente particular. Los diámetros de pupila pueden medirse por ejemplo," con un pupilómetro. Los parámetros de diámetro de pupila pueden involucrar, por ejemplo, el diámetro de pupila del paciente, como se mide bajo ciertas condiciones de distancia e iluminación, tales como bajo condiciones fotópicas, mientras que el paciente ve hacia el infinito (fotópica-a-distancia) . Parámetros de diámetro de pupila también pueden involucrar mediciones de diámetro de pupila bajo otras condiciones tales como mesópica-a-distancia, escotópica-a-distancia, fotópica-de-cerca, mesópica-de-cerca o escotópica-de-cerca. Aún más, también pueden efectuarse mediciones adicionales en otras condiciones de visión, tales como a distancias intermedias y/o condiciones de iluminación moderada. A menudo, los parámetros de diámetro de pupila se basarán en dos mediciones de diámetro de pupila. Por ejemplo, un parámetro de diámetro de pupila puede ser el valor del diámetro de pupila del paciente particular a fotópica-a-distancia menos el diámetro de pupila del paciente a escotópica-a-distancia. De acuerdo con este ejemplo, si el diámetro de pupila de fotópica-a~distancia es 0.7 mm, y el diámetro de pupila escotópica-a-distancia es 0.2 mm, entonces el parámetro de diámetro de pupila es 0.7 mm menos 0.2 mm, o 0.5 mm. Definición de una forma refractiva, configurada para tratar al paciente particular, la potencia de la forma refractiva a un diámetro determinado con base en: la adición de potencia central de la forma refractiva de receta, el requerimiento de cambio de potencia del paciente particular, y el parámetro de diámetro de pupila del paciente particular. Cuando se define la forma de tratamiento refractivo, puede ser benéfico al basar la potencia de la forma refractiva (Requerimiento de Potencia/Forma) a un diámetro determinado, con base en la adición de potencia central de la forma refractiva de receta, y del requerimiento de .cambio de potencia del paciente particular. Por ejemplo, la potencia de la forma refractiva puede ser una función de un diámetro determinado, como se expresa en la siguiente fórmula. Requerimiento-de-Potencia/Forma = C0 +A (diámetro_de_pupila) en donde Requerímiento-de~Potencia/Forma, es la potencia de la forma refractiva a un particular Diámetro de Pupila (diámetro_de_pupila) , C0 es la adición de potencia central de la forma refractiva de receta, y A se calcula como A = (PRC-C0)/PDP en donde PRC es el requerimiento de cambio de potencia para el paciente particular, y PDP es el parámetro de diámetro de pupila (que se obtiene por ejemplo, al substraer el diámetro de la pupila, medido cuando el paciente vea al infinito del diámetro de la pupila medido cuando el paciente está viendo a un objeto de cerca bajo condiciones idénticas de iluminación) . Dados los valores anteriormente discutidos, el Requerimiento de Potencia/Forma (PSR = Power/Shape Requirement) puede calcularse como sigue.

PSR = -3.1 dioptrías + [(-2.5 dioptrías - -3.1 dioptrías) /O .5mm) ] ( diámetro_de_j?upila) o PSR =-3.1 dioptrías +1.2 (diámetro_de_pupila) Otros Parámetros de Diámetro de Pupila También es posible el calcular un parámetro de diámetro de pupila, con base en una pendiente de cambio de diámetro de pupila como se mide bajo ciertas condiciones de distancia e iluminación, por ejemplo conforme el paciente ve al infinito mientras que las condiciones de iluminación cambian de fotópica a escotópica (fotópica a escotópica-a-distancia) . Los parámetros de diámetro de pupila pueden también involucrar pendientes de cambio de diámetro de pupila tales como fotópico a escotópico-de-cerca, fotópico-distancia-a-de-cerca, mesópico-distancia-a-de-cerca, o escotópico-distancia-a-de-cerca. La Potencia Efectiva La potencia efectiva (es decir el modelo de potencia lineal o modelo de orden superior) puede utilizarse para calcular o derivar una forma presbiópica, opcionalmente con base en los siguientes parámetros . F.l. Emmetrópica a distancia (condiciones de iluminación fotópica y mesópica) a. Esto puede determinar un diámetro máximo de la adición F.2. De cerca puede tener una potencia efectiva de -2.5D (o más), si se desea por el paciente F.3. La proporción de cambio de potencia para la combinación de tratamiento-adición, puede tener uno de los cuatro : i . La misma proporción de potencia de cambio que la fotópica -a-distancia a de-cerca ii . La misma proporción de potencia de cambio que la mesópica-a-distancia a de-cerca iii . La misma proporción de potencia de cambio que la escotópica -a-distancia a de-cerca iv. Proporción de cambio no lineal similar a lo anterior, pero se optimiza para dar mejor visión a distancia y de cerca simultánea. Para un ojo que ve al infinito, bajo condiciones fotópicas, el tamaño de pupila teórico en emetropía, puede variar en la población. Aún más, el diámetro de pupila además puede variar cuando el ojo se emplea para diferentes tareas. Por ejemplo, el diámetro de pupila puede disminuir conforme la visión del ojo cambia del infinito a un objeto cercano. Conforme el ojo cambia de visión a distancia a visión de cerca, el diámetro típico de pupila, disminuye. Este cambio en diámetro de pupila puede ser lineal y con convergencia y sigmoide con acomodación. En un ojo tratado con una forma de receta ejemplar, el diámetro de pupila a visión de cerca, típicamente puede tener la región interior de la forma de receta como el componente refractivo dominante. Consecuentemente, el cambio de tamaño de pupila de más grande a más pequeño (visión a distancia a visión de cerca) puede ser equivalente a un cambio en potencia. En comparación, la pupila de visión a distancia tendrá una potencia efectiva con base en la combinación de la adición de región interior y la región exterior de la forma de receta, con la región exterior que se vuelve un componente refractivo más dominante. Por lo tanto, cada forma refractiva puede ajustarse a la medida con cada individuo particular, debido a las muy diferentes combinaciones disponibles. Al cambiar la potencia de la córnea, por ejemplo de emetropía al tamaño de pupila de "distancia" a dentro de un rango de aproximadamente -1.0 dioptría a aproximadamente -4.0 dioptrías miope para tamaño de pupila "de cerca", puede ser posible el mitigar la presbiopía. Una receta general puede ser como sigue. Primero se mide el tamaño de pupila continúo y/o cambio de tamaño a diferentes distancias y condiciones de iluminación, tales como al menos uno (opcionalmente dos o más, en algunos casos, todas) de: Fotópica-a-distancia; Mesópica-a-distancia, Escotópica-a-distancia, Fotópica-de -cerca, Mesópica-de-cerca, y/o Escotópica~de-cerca. El tamaño de pupila puede ser afectado por las condiciones de iluminación así como las distancias de observación. La forma refractiva también puede incluir ajustes y/u optimización para iluminación. En condiciones fotópicas, la pupila típicamente está constreñida. En condiciones escotópicas, la pupila usualmente está dilatada. Bajo condiciones mesópicas, la pupila puede ser dilatada o constreñida en forma variable, dependiendo del tipo específico de condición mesópica. En segundo, se calcula la proporción de cambio continuo de diámetro de pupila para las siguientes combinaciones: Fotópica a escotópica-a-distancia, fotópica a escotópica-de cerca, Distancia a-de cerca fotópica, Distancia a-de cerca-mesópica, y/o Distancia a-de-cerca escotópica. Es posible diseñar una forma y tamaño de ablación, de manera tal que el paciente es substancialmente sea emetrópico conforme el tamaño de pupila va de más grande (distante) a más pequeño (de cerca) , típicamente dentro de un rango. La potencia de lente presbiópico puede compensar foco de manera tal que el lente es la inversa de la proporción de cambio de pupila. Para hacer esto, la potencia puede cambiar (por ejemplo -3D) para diferentes diámetros de pupila. Requerimiento-de-Potencia/Forma = C0 +A(diámetro_de_pupila) + B (diámetro_de_pupila) +C (diámetro_de_pupila) 3 + ...

El Requerimiento-de-Potencia/Forma en la ecuación anterior puede ser la potencia efectiva, y/o puede ser la potencia de manifiesta. La potencia puede cambiar con cambios en diámetro de pupila. Para una forma de potencia lineal, el coeficiente A puede calcularse como sigue, d (potencia) /d(diámetro_de_pupila) = A Resolviendo para el coeficiente lineal, A = Requerimiento-de-Potencia/Forma-C0/proporción_de_cambio_de_diámetro_de_pupila El manifiesto objetivo puede ser dirigido al solicitud del paciente o la recomendación de un doctor al utilizar la ecuación de potencia a distancia efectiva según se describió anteriormente en la sección de "manifiesto objetivo". Formas Multifocales Una buena forma refractiva incluyendo una forma multifocal) , puede estar en o cerca de un compromiso óptimo entre visión a distancia y de cerca. La adición de cerca tiene una potencia "efectiva" - puede no tener una sola potencia debido a la forma multifocal . La suma de la adición central y periférica puede dar la potencia a distancia - de nuevo puede no tener una sola potencia debido a la forma multifocal. La forma presbiópica dependiente de la edad Como se discutió anteriormente, al envejecer, disminuye la acomodación. Esto se ilustra en la Fig. 38. A la edad de 60 años, la acomodación puede disminuir significativamente, incluso casi a 0. Estudios han mostrado que los tamaños de pupilas disminuyen conforme se envejece. Como se ve en la figura, la pendiente o proporción de cambio en acomodación, también cambia con la edad. Es posible optimizar las dependencias de pupila al cambio relacionado con la edad en acomodación. La proporción de precisión de distancia y de cerca para una forma de adición central puede ser precisión_de_cerca =-2.103 + 0.37879 * Tamaño de pupila (tenue) precisión_a_distancia = 0.40001 - 0.0677 * Tamaño de pupila (tenue) De acuerdo con estas ecuaciones, al disminuir el tamaño de pupila, la precisión de cerca se mejora, a una velocidad de 0.37 línea por milímetro. La agudeza a distancia empeora, pero a una velocidad mucho más lenta de 0.07 línea por milímetro. Por lo tanto, es posible optimizar los parámetros de tratamiento para la edad del paciente, al hacer objetivo el tratamiento para menos miopía. Es posible permitir un cambio en el centrado del "rango", al tomar en cuenta la acomodación residual en el ajuste a la medida del tratamiento.

Es posible que la forma óptima pueda ser en una aproximación de potencia "lineal" como se discutió anteriormente, pero puede consistir de órdenes superiores . Aunque la potencia efectiva puede estar dada por la ecuación anterior, la forma puede ser constante, por ejemplo sobre 2.5 mm centrales y tener un gradiente de curvatura que mezclará la adición central a la región periférica. Con esta forma, puede ser benéfico elegir el diámetro de la adición central, para corresponder a la pupila de cerca de los pacientes, de manera tal que la pupila de cerca abarque sólo la adición central cuando está en su valor más pequeño, y el gradiente se ajustará a la medida a la velocidad de cambio del tamaño de la pupila del paciente. Por lo tanto, al modelar la acomodación residual, el rango de cambio de pupila puede desplazarse para optimizar la corrección presbiópica de larga "vida" . Sistemas La presente invención también proporciona sistemas para ajustar en escala formas refractivas y proporcionar formas refractivas prácticas ajustadas a la medida u optimizadas', que mitigan o tratan la presbiopía y otras condiciones de la visión en pacientes particulares. Los sistemas pueden configurarse de acuerdo con cualquiera de los métodos y principios anteriormente descritos.

Por ejemplo, como se muestra en la Fig. 39, un sistema 1000 puede utilizarse para volver a perfilar una superficie de la córnea de un ojo 1600, de un paciente particular desde una primer forma a una segunda forma que tiene propiedades ópticas mejoradas en forma correctiva. El sistema 1000 puede comprender una alimentación 1100 que acepta una forma de receta específica para tratar la condición de visión, una alimentación 1200 que acepta una dimensión de pupila del paciente particular, un módulo 1300 que ajusta en escala una dimensión de una porción central de una forma refractiva, con base en la dimensión de la pupila del paciente particular y un atributo de cuando menos un ojo tratado previamente con la forma de receta, un procesador 1400 que genera un perfil de ablación y un sistema láser 1500 que dirige energía láser sobre la córnea, de acuerdo con el perfil de ablación para volver a perfilar una superficie de la córnea desde la primer forma a la segunda forma, en donde la segunda forma corresponde a la forma refractiva. Cálculo de las recetas para mitigar la presbiopía Métodos, sistemas y dispositivos aquí descritos pueden utilizarse para generar recetas para el tratamiento de errores de refracción, particularmente para el tratamiento de presbiopía. Estos tratamientos pueden involucrar mitigar sólo la presbiopía, o pueden tratar una combinación de presbiopía con otros desórdenes refractivos . Como se describió anteriormente, la presbiopía es una condición, en donde el grado de acomodación disminuye al aumentar la edad. La mayoría de la gente tiene cierto grado de presbiopía a la edad aproximada de 45 años . Tratamientos de presbiopía pueden involucrar procedimientos pasivos y/o activos . En procedimientos pasivos, el tratamiento o mitigación se realizan de manera tal que un equilibrio mejorado entre la visión de cerca y la visión a distancia, se proporcionan y mantienen. En un procedimiento activo, la restauración de acomodación completo o parcial es una meta. Hasta la fecha, no han sido totalmente exitosos los procedimientos activos para la corrección de presbiopía. Con procedimientos pasivos, es conveniente proporcionar un balance mejorado y/u óptimo entre visión de cerca y visión a distancia. A fin de hacer esto, los pacientes pueden sacrificar algo de su visión a distancia para ganar visión de cerca mejorada. Además, pueden sacrificar algo de sensibilidad a contraste debido a la introducción de asfericidad de los nuevos componentes ópticos del ojo. Afortunadamente, el sacrificio de visión a distancia y sensibilidad de contraste, puede ser mitigado al aprovechar un encogimiento de la pupila cuando el ojo se acomoda. Como se describe a continuación, una solución analítica para una forma de presbiopía, puede lograrse con base en un deseo para diferentes potencias en diferentes tamaños de pupila. A fin de entender esto, podemos aprovechar un concepto de potencia óptica que depende del cambio de tamaño de pupila y también depende de aberraciones de frente de ondas diferentes al término de desenfoque . Nos concentraremos en la dependencia del tamaño de la pupila en esta descripción. El siguiente enfoque considera la corrección como una corrección de "pupila completa" en vez de corrección de "pupila parcial", como se emplea con una adición central. El efecto de sanado, efecto aleta así como la potencia efectiva se correlaciona con la refracción manifiesta pueden atenderse con estudios empíricos, permitiendo estos efectos ser alimentados en los siguientes cálculos y/o programa de planeación de ablación láser como sea apropiado a fin de proporcionar resultados en mundo real optimizados. Potencia efectiva y su aplicación a la presbiopía En al menos algunas de las modalidades aquí discutidas, el término "potencia efectiva" puede significar la potencia óptica que mejor corresponde a la esfera manifiesta en un tamaño de pupila determinado. Con aberraciones oculares basadas en frente de ondas, la potencia efectiva dependiente de desenfoque puede describirse como en donde R representa el radio de pupila en mm, cuando c ° es el coeficiente Zernike dado en mieras, a fin de obtener la potencia efectiva en dioptrías y Peff es la potencia efectiva. Cuando un mapa de frente de ondas se define en radio R con un conjunto de polinomios Zernike, cuando se encoge la pupila, el mapa es más pequeño si se redefine con un nuevo conjunto de polinomios Zernike, tendrá un conjunto diferente de coeficientes Zernike que el conjunto original. Afortunadamente, existen soluciones analíticas así como algorítmicas del nuevo conjunto de coeficientes Zernike. Si el conjunto original de coeficientes Zernike se representa por { c de rizo que corresponde al radio de pupila rl r entonces el nuevo conjunto de coeficientes Zernike {b? que corresponde al radio de pupila r2, puede expresarse por una fórmula recursiva Ecuación (R) como Bapa 2 Ec. (R) en donde e = r2/r? r n es el orden radial máximo. Como un ejemplo, si ajustamos i =1 y n = 4, tendremos la siguiente fórmula bX o _[oc¡? Por lo tanto, un perfil de potencia con tamaño de pupila puede darse como una condición, para obtener una superficie óptica para corrección de presbiopía. A fin de obtener una receta de presbiopía (que aquí será una forma óptica) , consideremos que conocemos el perfil de potencia o las potencias ópticas efectivas deseadas para diferentes condiciones de observación, a fin de mitigar la presbiopía. Desde el perfil de potencia, en general podemos hacer una integración para calcular la forma de frente de ondas. A continuación, consideramos tres casos en donde dos, tres o cuatro puntos de potencia (diferentes potencias ópticas efectivas deseadas para diferentes condiciones de visión asociadas, a menudo son diferentes distancias de visión y/o diámetros de pupila) son conocidas . Solución de dos-puntos-de-potencia Consideremos los términos radialmente simétricos Z2° y Z4° , cuando el radio de pupila se cambia de £ a eR, en donde e es un factor de ajuste en escala no mayor a l, ya que el nuevo conjunto de coeficientes Zernike para el término de desenfoque puede relacionarse a sus coeficientes originales como Sustituyendo c ° con b2 , y R con e2R2 en la Ecuación 1 utilizando la Ecuación 2, tendremos Ec. (3) 3c -12 ß(l~e2)c¡ = - 2P Supongamos que solicitamos potencia p0 en el radio eoRr Y Pi en e^ radio e2J?, puede obtenerse una solución analítica de la forma de frente de ondas original, que se representa por c2° y c ° , como: ?2s¡5( Q — ) Ec. (4) Como un ejemplo, consideremos una pupila con un tamaño de distancia tenue de 6 mm, solicitando potencia efectiva de OD al tamaño de pupila 6 mm y tamaño de pupila de lectura con brillo de 4.5 mm, solicitando potencia efectiva de -1.5D. Sustituyendo e0 =6/6=1, e2= 4.5 / 6 = 0.75, y p0 = 0 y j = -1.5, obtenemos c2° - 0 y c ° = -1.15. Las Figs. 40 y 41 muestran la forma de presbiopía y potencia óptica, como una función del tamaño de pupila. Es muy cercano a una relación lineal. Solución de tres-puntos-de-potencia Consideremos los términos radialmente simétricos Z ° , Z4° y Z ° , cuando el radio de pupila se cambia de R a eR, en donde e es un factor de ajuste en escala no mayor a 1, ya que el nuevo conjunto de coeficientes Zernike para el término de desenfoque puede relacionarse a sus coeficientes originales como bl =[c¡ -^I5(l~~e2)c¡ + V21(2-5e2 x3eA)c¡]ß2 , Ec. (5) Sustituyendo c ° con b °, y R con e2R2 en la Ecuación 1 utilizando la ecuación 5, tenemos 4?/3 ° rtl -e2)^ xnYf(2-5e2 x3e4)c¡ = ~J?2 Ec. (6) Supongamos que solicitamos la potencia p0 al radio e0R, p al radio e^, y p2 el radio e2R, , puede obtenerse una solución analítica de la forma de frente de ondas original que se representa por c2°, c ° y c ° como Ec. (7) Como un ejemplo, consideremos una pupila con un tamaño de pupila WaveScan de 6 mm, y tamaño de pupila con distancia-tenue de 6 mm, solicitando potencia efectiva de OD y pupila de lectura-con-brillo de 3,5 mm, solicitando potencia efectiva de -1.5D. Intermedios están la lectura-tenue y a distancia-con-brillo, con tamaño de pupila combinado de 4.5 mm con potencia efectiva de -0.5D. Sustituyendo e0 = 6 / 6 =1, ex = 4.5 / 6 = 0.75, y e2 = 3.5 / 6 = 0.583 así como p0 = 0, p± = -0.6 y p2=-1.5, obtenemos c2° = 0, c ° = -0.31814 y c6° = 0.38365. Las Figs. 42 y 43 muestran la forma de presbiopía y la potencia efectiva como una función de tamaños de pupila. Solución de cuatro-puntos-de-potensia Consideremos los términos radialmente simétricos Z2°, Z °, Z ° y Z °, cuando el radio de pupila se cambia de R a eR, en donde e es un factor de ajuste en escala no mayor a 1, ya que el nuevo conjunto de coeficientes Zernike para el término desenfoque puede relacionarse a sus coeficientes originales como: Ec. (8) Sustituyendo c2 con b2°, y R con e2R2 en la Ecuación 1 utilizando la Ecuación 8, tenemos Ec. (9) Supongamos que se solicita potencia p0 al radio e0R, p al radio e2 , p2 y radio e2R, y p3 y radio e3R, puede obtenerse una solución analítica de la forma de frente de ondas original que se representa por c2°, c4° , c° y c8° como : -A ,2.*0 JO - üPi ± pirt sß 3 336? 10 en donde Ec. (11) ? = (¡ -e¡){el-4){el -e¡)(e - (ef -e¡Xe} ~e¡) ) 0 = (ef - e;)(ef - e?)(e¡ - e¡) Ec. (12) Ec. (14) Ec. (15) Ec. (16) of. =¡ [9 - 4(e + e~ 4- ßf )]a0 Ec. (17) Ec. (18) ¿i«[9-4(ß;+ßf+ßJ]dß Ec. (19) a, = [45-35(e? + e| +ef) + 21(efej -^3 + é2ej)] (20) 0 Ec- y£?2 r= [45rt5(e¡ 4- ef + ej) +2í(ee¡ + eje - e22e)]ß 0 c . (21) 3 d2 3=(l-^)(l-e?2)(l-e:: ß Ec. (23) Ec. (24) Ec. (25) Ec. (26) Ec. (27) Como un ejemplo, consideremos una pupila con un tamaño de pupila WaveScan de 6 mm, y tamaño de pupila a distancia tenue de 6 mm, que requiere una potencia efectiva de OD y tamaño de pupila de lectura con brillo de 3.5 mm, que requiere potencia efectiva de -1.5D. También solicitamos que el tamaño de pupila con distancia con brillo sea de 5 mm, y el tamaño de pupila de lectura tenue de 4.5 mm, con potencia efectiva de -0.2D y -0.5D, respectivamente. Sustituyendo con e0 - 6 / 6 =1, ex= 5 / 6 = 0.833, e2 =4.5 / 6 = 0.75 y e3 = 3.5 / 6 = 0.583 así como p0= 0, px = -0.2, p2 = -0.5 y p3 = -1.5, obtenemos c2°= 0, c4° =-0.2919, c ° = 0.3523 y c ° =-0.105. Las Figs. 44 y 45 muestran la forma de presbiopía y la potencia efectiva, como una función de tamaño de pupilas. Hay que notar que tanto la forma de presbiopía como la potencia efectiva son similares a aquellas mostradas en las Figs . 42 y 43. Sin embargo, la forma y potencia dadas con solución de 4 términos son más lisas y tienen una potencia más plana a mayores tamaños de pupila.

También es posible utilizar el mismo enfoque para obtener soluciones analíticas para condiciones que utilizan más de 4 puntos de potencia. Por ejemplo, cuando utilizamos 5 puntos de potencia, podemos utilizar hasta décimo orden de coeficiente Zernike para describir la forma asférica que satisface el perfil de potencia definido con 5 puntos de potencia. Similarmente, 6 puntos de potencia pueden definir una forma asférica utilizando doceavo orden de coeficientes Zernike . Debido a que más puntos de potencia en general pueden hacer la solución analítica más difícil, otra forma de aproximación a la solución es mediante algoritmos numéricos más complejos. Debido a la disponibilidad de la fórmula recursiva, las ecuaciones que ' llevan a soluciones analíticas deben convertirse a un problema de sistema eigen, que no tiene soluciones numéricas, opcionalmente utilizando los métodos de William H Press, Saúl A. Teukolsky, William Vetterling, y Brian P. Flannery, en Numerical Recipes in C++, (Cambridge University Press, 2002). Dicha solución puede ser más precisa que el uso de punto de potencia discreta. Una solución analítica para que una superficie óptica corrija presbiopía, se vuelve más difícil cuando puntos de potencia adicionales se establecen como condiciones. Por lo tanto, puede adoptarse un enfoque más genérico .

Considere una situación general con requerimientos de potencia t = n/2, como se muestra en la siguiente tabla. Requerimiento de potencia para la solución general.

Condición Radio de pupilas Potencia 1 e2R px 2 E2R p2 etR Al seguir el enfoque previo, puede construirse una ecuación como 4^3 [e, (e)a¡ X c2(e)a¡ + c3 ( f + - - - + c, (e) ] » ^e2M2P , Ec . (55 ) en donde ca (e) , c2 (e) , . . . , ct (e) pueden obtenerse de la fórmula recursiva en la Ecuación (R) para un valor determinado de e . Por lo tanto, para tamaños de pupila t con t requerimientos de potencia, el resultado es 4&[c, (e2)4 + c2 (e2)a¡ + c3 (e2)4 + - - + ct(e2)c?] = rt p2 Ec . (57 ) { l(e3 + c^ 4 + 5) +--' + 3)4l = ?¡R2P3 vrtrtat + Frtl +Frt¡ +? t?rtrtlfp, Ec. (58) Ec. (59) Las Ecuaciones (56) - (59) pueden escribirse en forma de matriz como O en otra forma como C > A ** f . (61) La Ecuación (61) puede resolverse con un algoritmo estándar tal como el algoritmo de descomposición de valor singular (SVD = Singular Valué Decomposition) . Con un algoritmo SVD, la matriz cuadrada C puede ser descompuesta en C=??£.Fr, (62) en donde E es una matriz diagonal y Vt representa una transposición de la matriz V. Utilizando la Ecuación (53) , la solución de A en la Ecuación (61) puede expresarse como en donde el cálculo de E'1 se efectúa en una forma que depende del número de condición, que puede ser definido como : la proporción del autovalor máximo sobre el autovalor mínimo empleado en el cálculo. Para autovalores más pequeños que el autovalor mínimo como se determina por el número de condición, 0 se utiliza para reemplazar la recíproca del autovalor en la Ecuación (63) . Una vez que los coeficientes en el vector A se calculan, la forma de superficie óptica puede calcularse como El perfil de potencia, o la potencia efectiva como una función del tamaño de pupila, puede expresarse como en donde ci ; (e) es la función que puede obtenerse de la Ecuación (R) . La Figura 51A ilustra un perfil de potencia esperado como se define por los 10 puntos de potencia así como la potencia efectiva como se calcula a partir de la solución. La Figura 51B muestra una forma de presbiopía como se determina por la solución numérica. El perfil de potencia calculado también se ilustra en Figura 51A, que corresponde a todos los requerimientos de potencia. Es de interés la similaridad entre la superficie óptica calculada y la forma optimizada con la misma condición. Discusión Lo primero que deseamos discutir es que tantos términos utilizaremos parea determinar la forma de presbiopía. En la solución del término de dos-potencias, utilizamos los tamaños de pupila así como las potencias deseadas correspondientes. Evidentemente, podemos utilizar esta solución para un diseño algo "bifocal" con un tamaño de pupila para distancia y potencia (que deberá ser 0 para mantener el ojo en emetropía) y un tamaño de pupila de lectura y su potencia correspondiente. De las Figs. 40 y 41, la potencia efectiva sigue una relación más bien lineal con los cambios de tamaño de pupila. Esto puede no ser ideal ya que la potencia de distancia puede tender a volverse miope . A una solución con términos de 3-potencias, tenemos una mayor libertad para seleccionar la potencia en un tamaño de pupila medio y de hecho la solución es más bien cercana a una solución de un término de 4-potencias cuando se diseña cuidadosamente. En algunos casos, con una solución de términos de 3-potencias, la pupila con distancia con brillo y la pupila de lectura tenue tienden a promediarse y de esta manera las potencias correspondientes . Una solución de términos de 4-potencias que puede proporcionar una curva Z inversa más favorable, también puede utilizarse en la implementación práctica. La curva Z inversa tal como la mostrada en la Fig. 46A, una región de gradiente de potencia positivo entre las dos regiones de pendiente inferior (o planas) con un rango de variación de tamaño de pupila para un ojo particular, puede ser una potencia efectiva benéfica característica para mitigar presbiopía. Incluso con una solución de términos de 4-potencias, el seleccionar potencias efectivas intermedias a pupila de distancia tenue y pupila de lectura con brillo, deberá considerarse cuidadosamente. Por ejemplo, para satisfacer la "lectura de menú en un restaurante" , podemos desear incrementar la potencia para la lectura tenue, en este caso, una curva S desfavorable existirá, como también se ilustra en la Fig. 46A. Formas para mitigar presbiopía correspondientes a las formas de curva S y curvas Z se ilustran en la Fig. 46B. Estos resultados se generaron para una pupila de 6 mm con la pupila de distancia tenue a 6 mm con una potencia de OD, la pupila de distancia con brillo a 5 mm con potencia de -0.2D y -0.7D, la pupila de lectura tenue a 4.5 mm, con una potencia de -1.2D y la pupila de lectura con brillo a 3.5 mm con una potencia de -1.5D. Para reducir la fluctuación de potencia efectiva, también podemos incrementar la potencia en distancia-con-brillo y en este caso la visión a distancia puede ser afectada (además de la caída de contraste por la asfericidad) . Otro parámetro que podemos establecer es la potencia de lectura deseada. Opcionalmente, podemos dar al paciente total potencia; digamos 2.5D, de manera tal que el tratamiento puede ser suficiente para tratar presbiopía por la duración de la vida del paciente . Sin embargo, el tamaño de pupila natural disminuye con la edad. Por lo tanto, una forma bien adecuada para un paciente a la edad de 45 años puede ser nociva a la edad de 60 años. En segundo, no todo mundo tolera fácilmente la asfericidad. Además, demasiada asfericidad puede reducir la sensibilidad a contraste a un nivel que la visión a distancia deterioraría. Como tal, la medición de la acomodación residual de un paciente, se vuelve benéfica en el éxito de la corrección de presbiopía. Además, los diversos tamaños de pupila en diferentes condiciones de iluminación y acomodación, pueden medirse sistemáticamente y en forma más precisa. Dichas mediciones pueden emplear por ejemplo un pupilómetro comercialmente disponible vendido por PROCYON INSTRUMENTS LIMITED de London, Reino Unido, bajo el número de modelo Procyon P-2000 SA. Una amplia variedad de técnicas de medición de pupila alternas podrán emplearse, incluyendo mediciones visuales, opcionalmente utilizando un microscopio que exhibe una escala y/o retículo de tamaño conocido superpuesto en el ojo, similar a aquellos empleados en sistemas de cirugía láser para ojos comercialmente disponibles de VISX, INCORPORATED de Santa Clara, California. La influencia de aberraciones de alto orden en la potencia efectiva, como se describió anteriormente respecto al mapa de potencias, también puede incorporarse en los cálculos de forma para mitigar presbiopía. Esto puede involucrar integración sobre todo el mapa de potencia, es decir la potencia promedio, con ajuste apropiado para evitar el sobrestimar la potencia (que de otra forma puede no convenir con el criterio de raíz cuadrática media (RMS) mínimo) , y de esta manera correlacionar con los datos del paciente . La influencia de aberraciones esféricas de alto orden en cálculo de potencia efectiva no deberá ser totalmente ignorada. En particular, la influencia de la profundidad de foco, y por lo tanto el rango de borrosidad durante la prueba de refracción manifiesta, puede determinarse utilizando prueba clínica. Aprovechando la capacidad en calcular las formas de presbiopía con base en potencia efectiva, las formas que mitigan presbiopía pueden derivarse y/u optimizarse con base en las siguientes consideraciones. Primero puede evaluarse calidad de imagen de la forma de presbiopía en diferentes condiciones de observación. Para hacerlo, puede buscarse la optimización de la propia forma. Esto puede realizarse en varias maneras, tal como utilizando componentes ópticos de difracción (componentes ópticos de onda) o componentes ópticos geométricos (trazos de rayos) . Debido a que tratamos con aberraciones de muchas ondas, puede ser impráctico utilizar la función de dispersión con base en métricas ópticas. Sin embargo, ya que la aberración que se introduce pertenece sólo a altos órdenes, los componentes ópticos de ondas todavía pueden funcionar bien. De hecho, una comparación del modelado Zemax con tres longitudes de onda y utilizando herramientas de verificación (componentes ópticos de ondas) como se ilustra en la Fig. 16, con 7 longitudes de onda muestra casi resultados idénticos tanto en la función de punto disperso (PSF) como la función de transferencia de modulación (MTF) . La Fig. 47 muestra algunas formas derivadas para una pupila de 5 mm y una de 6 mm, mientras que las curvas MTF correspondientes se ilustran en la Fig. 48. Lo borroso o desenfocado simulado de la letra E de la gráfica optométrica para ambos casos se ilustra en la Fig. 49. Estas letras ilustran gráficamente verificación de la forma de presbiopía utilizando una función meta con PSF policromática de 7 longitudes de onda y un objetivo de 20/20. La primera imagen muestra un objetivo a 10 m. De la segunda a la última o penúltima imagen muestran objetivos de 1 m a 40 cm, separados por 0. ID en vergencia. Una dioptría de acomodación residual se considera para cada una. Incluso sin optimización, la superficie óptica mostrada da casi 20/20 de agudeza visual sobre vergencia de 1.5D. El enfoque anterior es válido para aplicar en lentes de contacto, lentes intra-oculares, así como en gafas o anteojos, al igual que cirugía refractiva. Estos cálculos para cirugía refractiva pueden ajustarse para el efecto de sanado así como el efecto de aleta LASIK, con base en estudios empíricos y experiencia clínica. Como se estableció anteriormente, es posible obtener expresiones analíticas para los coeficientes Zernike de las primeras aberraciones esféricas de diferentes ordenes para crear una forma asférica, para corrección de presbiopía con base en una o más potencias efectivas deseadas. El efecto de sanado, efecto aleta y la correlación de potencia efectiva con refracción manifiesta se beneficiarán de datos adicionales del paciente y estudios empíricos para refinar adicionalmente la forma de presbiopía a fin de (por ejemplo) planear en forma más precisa la forma para ablación futura. Las Figuras 50A y 50B ilustran curvas de potencia deseadas ejemplares y formas de tratamiento para mitigar presbiopía de un paciente particular. La solución de cuatro puntos de potencia se utiliza para establecer estas formas. Para una pupila de 6 mm, la Tabla 5 describe las cuatro condiciones o puntos de ajuste a partir de los cuales se genera la forma: Tabla 5 En algunas modalidades, los sistemas de la presente invención pueden incluir un módulo de tabla de tratamiento acoplado con un módulo de receta, en donde el módulo de tabla de tratamiento se configura para generar una tabla de tratamiento con base en una receta y una superficie de corrección refractiva para el ojo. El módulo de receta puede configurarse para generar una superficie óptica reforzada en donde la superficie óptica reforzada cuando menos compensa parcialmente ciertos efectos relacionados a cirugía, tales como sanado y efecto de aleta LASIK. La Figura 50A muestra los perfiles de potencia efectivos mientras que la Figura 50B muestra las formas de presbiopía correspondientes . Para modelar el sanado y el efecto aleta LASIK, podemos reforzar uniformemente la forma en 15%. Además de la forma de presbiopía agregada, también utilizamos ajuste del médico de - 0.6D, en la generación de receta de frente de ondas para desplazar el sesgo miope para hacer meta la emetropía en la condición de observación normal (distancia-con brillo) después de cirugía. Resultados de tratamiento de 10 ojos de pacientes diferentes se ilustran a continuación en la Figura 46. Se determinaron recetas para mitigar presbiopía utilizando la solución de cuatro términos descrita anteriormente . La receta de presbiopía se combina con tratamientos de aberración y la receta se impone utilizando un sistema de cirugía de ojos con láser, como se describió anteriormente. Los resultados deseados para estos tratamientos fueron una agudeza visual de 20/25 o mejor, y J3 o mejor. Sorprendentemente, aunque el desempeño visual aproximadamente a un mes o menos después de tratamiento no fue ideal, aproximadamente tres meses o más después de tratamiento del desempeño observado de todos los ojos para todos los pacientes con menos de 59 años de edad, fue 20/25 o mejor y Jl o mejor. La Figura 52 muestra 4 pacientes, con edades (47, 48, 52, 59) . El menor resultado benéfico último fue de una persona con 59 años de edad. Formula para generar una forma ejemplar Los tratamientos emplean una solución de cuatro términos como se describió anteriormente, aplicando las siguientes condiciones como se ilustra en la Tabla 6 : Estas son para un grupo primero o "Ml" , los aspectos del cual se ilustran en la Figura 52. Para un segundo o grupo "M2", las potencias fueron 0.25 D, 0 D,- 2.5 D y -2.5 D, respectivamente, mientras que la pupila no cambió . Las Fórmulas son: d = 0.0345P - 0.007 P2 = 0.05 + 0.575P Lo siguiente es calcular las c°2, c°4, c°6, y c°8 utilizando las fórmulas analíticas anteriores. Una vez que se realizaron estos cálculos, la superficie de presbiopía se calcula con base en 4 Zernikes . Después se aplica un refuerzo uniforme del 15% a la forma. Después de eso, combinamos esta superficie con la superficie de corrección refractiva para el ojo, con la refracción de esfera respaldada con 0.6 D. Por ejemplo, si la esfera para el paciente es -4.5 D, utilizamos -3.9 D. Una vez que esto se realiza, la superficie combinada se utiliza para la generación de tabla de tratamiento. La Figura 53 muestra una forma ej emplar . Cada uno de los cálculos anteriores puede realizarse utilizando una computadora u otro procesador que tiene equipo físico, soporte lógico y/o soporte lógico escrito en memoria de solo lectura (firm are) .

Las diversas etapas del método pueden realizarse por módulos, y los módulos pueden comprender cualquiera de una amplia variedad de soporte lógico y/o equipo físico para procesamiento de datos digitales y/o analógicos, dispuestos para realizar las etapas de método aquí descritas . Los módulos opcionalmente comprenden equipo físico para procesamiento de datos, adaptado para realizar una o más de estas etapas al tener el código de programación de máquina apropiado asociado, los módulos para dos o más etapas (o porciones de dos o más etapas) integrados en un solo tablero procesador o separados en diferentes tableros procesadores en cualquiera de una amplia variedad de arquitecturas de procesamiento integradas y/o distribuidas. Estos métodos y sistemas a menudo emplearán un código legible por máquina que incorpora medio tangible con instrucciones para realizar las etapas de método anteriormente descritas . Medios tangibles convenientes pueden comprender una memoria (incluyendo una memoria volátil y/o una memoria no volátil) , un medio de almacenamiento (tal como grabación magnética en un disco flexible, un disco duro, una cinta o semejantes; o una memoria óptica tal como un CD, un CD-R/W, un CD-ROM, un DVD, o semejantes; o cualquier otro medio de almacenamiento digital o analógico) , o semejantes . Como las soluciones analíticas aquí descritas algunas o todas estas etapas de método pueden realizarse con procesadores de computadora con capacidad modesta, es decir un procesador 386 de IntelMR puede ser suficiente para calcular los coeficientes Zernike e incluso puede funcionar un procesador 286. Ajuste en escala de los coeficientes Zernike se describió por Jim Schweigerling, " Scaling Zernike Expansión Coefficients to Different Pupil Sizes, " J. Opt. Soc. Am. A 19, pp 1937-1945 (2002). No se requiere memoria especial (es decir, no se requieren memorias intermedias, todo puede realizarse como variables regulares o utilizando registros) . También puede escribirse en cualquiera de la amplia variedad de lenguajes de computadora, con la modalidad ejemplar que emplea C++. Esta modalidad ejemplar comprende código que realiza el cálculo de coeficiente Zernike, combinación de forma (combinar una receta de tratamiento de aberración regular así como la forma de presbiopía) , y proporciona salida gráfica para propósitos de reporte . Fue escrito en C++ con Borland C++BuilderMR 6, y se opera con una computadora portátil con una UPC de 1.13 GHz que tiene 512Mb de memoria. Como se notó anteriormente, puede generarse una variedad de datos de salida por los sistemas y métodos de la presente invención. Estas salidas pueden emplearse para una variedad de operaciones de investigación, comparación, pronóstico, diagnóstico y verificación. Las salidas pueden evaluarse directamente o pueden emplearse como alimentación al sistema para mayor análisis. En algunas modalidades, las salidas se utilizarán para modelar el efecto de un tratamiento ocular antes de aplicación. En otras modalidades, las salidas se utilizarán para evaluar el efecto de un tratamiento ocular después de aplicación. Las salidas también pueden emplearse para diseñar tratamientos oculares. De manera relacionada, es posible crear tablas de tratamiento con base en salidas de la presente invención. Acomodación Residual Umbral Corrección basada en frentes de ondas de presbiopía, puede implementarse con diversas técnicas, incluyendo lentes de contacto, lentes intraoculares (IOL = intraocular lens) , lentes de gafas, o anteojos, o cirugía refractiva. Sin embargo, estos enfoques pasivos a menudo no intentan restaurar o recuperar la acomodación, en comparación con enfoques activos en donde típicamente la meta es restaurar la acomodación humana. En algunos casos, la cantidad de acomodación residual que un ojo posee, es un parámetro importante en el éxito del enfoque . La presente invención proporciona métodos y sistemas para determinar si se proporciona a un paciente con un tratamiento de presbiopía, con base en la cantidad de acomodación residual del ojo. Es útil comparar la acomodación residual con un valor de acomodación residual umbral, para determinar si se trata al paciente. Dimensiones de pupila tales como radio pueden cambiar en respuesta a la condición de observación del ojo. Un valor de acomodación residual umbral para el ojo, puede calcularse con base en, por ejemplo el radio de pupila y la cantidad de encogimiento de pupila bajo ciertas condiciones de observación, tales como cambio en condiciones de iluminación. Si la acomodación residual del ojo es mayor que la acomodación residual umbral, puede ser conveniente el proporcionar al paciente con un tratamiento de presbiopía. Esta comparación puede realizarse manualmente, por ejemplo utilizando una tabla o medios de referencia similares, por un médico u otro proveedor de cuidado de la salud. Opcionalmente, puede realizarse la comparación por medios de cómputo. Por otra parte, si la acomodación residual es menor que la acomodación residual umbral, el paciente puede no notar un beneficio significante desde un tratamiento de presbiopía. Una superficie óptica puede utilizarse con base en los parámetros particulares de un ojo, tales como la dinámica de la pupila y la cantidad de acomodación residual . La presente invención proporciona métodos y formulaciones para obtener una acomodación residual mínima para lograr una corrección efectiva para un ojo presbíope . Simulaciones con base en los métodos y técnicas aquí descrito se realizaron con una diferente combinación de parámetros : dinámicas de pupila como se indica por d como el por ciento de encogimiento de pupila debido a acomodación; acomodación residual A, medida como dioptrías; y el radio de pupila R antes de encogimiento, medido en mm. Utilizando la función de transferencia de modulación compuesta (CMTF) como la función mérito, algo de lo cual se describe en la siguiente tabla y en las Figuras 54 y 55, un valor optimizador puede aproximarse por una formula empírica como f == (A ~3)\p2R2 -f53dz +lS)R*32§ 2]+l . C. (a) en donde A representa acomodación residual (en Dioptrías) , R indica el radio de pupila antes de encogimiento (en mm) , y d representa el por ciento de encogimiento de pupila debido a acomodación. En algunos casos, A será menos que o igual a 3 dioptrías. De la ecuación (a) , es claro que si la acomodación residual A es al menos 3 , el valor optimizador será a un límite teórico de la unidad. De esta manera, puede no haber necesidad por una corrección de presbiopía. En algunas modalidades, cuando el valor optimizador f es al menos 5, la corrección de presbiopía se considerará "efectiva" . Esta "efectividad" se basa en el desempeño visual durante las simulaciones . Estableciendo f = 5 nos permite obtener una acomodación residual mínima requerida para obtener una corrección efectiva como Aunque la ecuación (b) se obtiene de la métrica óptica específica de CMTF, en general es independiente de la métrica óptica. Por lo tanto, la ecuación (b) puede considerarse como una guía general para corrección de superficie óptica óptima para presbiopía. Para obtener una acomodación mínima requerida para lograr una corrección óptima efectiva para presbiopía, la siguiente tabla cita algunos tamaños de pupila típicos y el porcentaje de encogimiento de pupila, que se obtiene de la ecuación (b) . Habrá de notarse que cuando Amín es más pequeña que 0, puede tratarse como cero, debido a que la acomodación residual negativa no tiene significado físico. Para una modalidad de la presente invención, la Tabla 7 proporciona la acomodación mínima requerida (en dioptrías) para lograr una corrección de presbiopía óptima efectiva para diversos casos de dinámicas de pupila.

La Tabla 7 y las ecuaciones, (a) y (b) pueden proporcionar una guía industrial respecto a límites para tratamiento de presbiopía. Por ejemplo, si un paciente tiene edad suficiente para garantizar una corrección de presbiopía, pero su pupila normal es todavía de 5 mm, y si su ojo se encoge 10% al leer, entonces puede requerir 1.39 D de acomodación residual (de la tabla) para poder leer, incluso si obtiene una mejor corrección. Para el valor optimizador de diversos tamaños de pupila con diferente de términos de expansión de optimización, como se muestra en la Figura 54, es claro que un tamaño de pupila mayor puede corresponder con un valor optimizador más grande. En esta figura, no se consideró acomodación. En algunos casos, esto puede significar que es más difícil optimizar o satisfacer la corrección de presbiopía. La Figura 55 muestra un valor optimizador como una función de acomodación residual y diversos tamaños de pupilas, considerando que no hay encogimiento de pupila. Como se ve aquí, entre mayor acomodación queda, mejor estarán los resultados optimizados para todos los tamaños de pupila. El límite para el valor optimizador de 5 puede considerarse un umbral para obtener un resultado visual efectivo (por ejemplo como se evalúa por una gráfica optométrica simulada) . También es interesante ver las formas ópticas de formas basadas en MTF (MTF a 20 cpd y CMTF a 10, 20, y 30 cpd) en comparación con formas basadas en imagen (proporción de Strehl y energía circundada a 5 min arco) . Todas las curvas convergen a un límite teórico de 1, cuando 3 o más dioptrías de acomodación residual están disponibles. Esta observación se correlaciona con la Ec . (a) anterior, de manera tal que cuando la acomodación residual se aproxima a 3 Dioptrías, el valor optimizador f se aproxima a 1. También, la Ec . (a) indica que el valor optimizador f es inversamente proporcional a la acomodación residual, y es una función cuadrática del tamaño de pupila R. La cantidad de encogimiento de pupila también reduce el valor optimizador en una forma cuadrática. Las pendientes para pupilas más pequeñas pueden tender a ser más pequeñas, indicando que pupilas más pequeñas pueden ser más fáciles de satisfacer después de optimización debido a un valor optimizador relativamente más pequeño. La Figura 56 muestra formas ópticas optimizadas con diferentes métricas ópticas. Aquí, un tamaño de pupila de 5 mm y 30% (0.30) de dinámica de pupila (por ejemplo encogimiento) así como 1 D de acomodación residual, se considera. Como se muestra aquí, formas optimizadas con métricas ópticas basadas en MTF pueden tender a tener una zona central plana, que se considera como una adición de periferia y las formas optimizadas con métricas basadas en imagen, pueden tender a tener un tope central, considerado como adición central. El encogimiento o dinámica de pupila, puede resultar de una variedad de causas, incluyendo acomodación (por ejemplo distancia de observación) , iluminación y factores relacionados a la edad. Para visualizar la influencia de encogimiento de pupila al valor optimizador, la Figura 57 muestra el valor optimizador como una función de porcentaje de encogimiento de pupila ( d ) para diversos tamaños de pupilas, de acuerdo con la Ec. (a) . Una forma empírica puede obtenerse para diversas simulaciones, para actuar como una guía en como evaluar a un paciente para óptima corrección de superficie óptica por presbiopía, en términos de requerimiento mínimo de acomodación residual . En algunas modalidades, métricas ópticas basadas en MTF pueden soportar una adición de periferia y métricas ópticas basadas en formación de imagen pueden favorecer una adición central. Como se ve aquí, MTF compuesta proporciona una métrica realista para optimizar una superficie óptica de corrección de presbiopía. Superficies ópticas optimizadas con una MTF compuesta sugieren una tendencia para una zona plana central, para mejorar la visión a distancia. En muchos casos, corrección de presbiopía óptima es más probable para el paciente que tiene una pupila relativamente más pequeña y una cantidad relativamente mayor de acomodación residual . Mientras que las modalidades ejemplares se han descrito con cierto detalle, a manera de ejemplo y por claridad de comprensión, aquellos con destreza en la técnica reconocerán que una variedad de modificaciones, adaptaciones y cambios, podrán emplearse. Por lo tanto, el alcance de la invención presente deberá ser limitado solamente por las reivindicaciones .

Claims

REIVINDICACIONES 1. Método para tratar presbiopía existente y/o potencial de un paciente, el paciente tiene un ojo con una pupila, un cambio en distancia de observación con el ojo que induce un cambio en dimensión de pupila, el método se caracteriza porque comprende: medir una primera dimensión de la pupila a una primer distancia de observación; determinar una primer potencia deseada para el ojo a la primera distancia de observación; y determinar una receta para el ojo, de manera tal que la receta proporcione la primera potencia deseada cuando la pupila tiene la primera dimensión y de manera tal que la receta efectúa un cambio deseado en potencia, en respuesta al cambio en dimensión de pupila, el cambio deseado en potencia mitiga la presbiopía, en donde la receta proporciona una agudeza visual observada de 20/25 o mejor y J3 o mejor.
2. Un sistema para derivar una receta para el ojo de un paciente, el sistema se caracteriza porque comprende: un módulo de expansión polinomial que tiene una alimentación de un frente de ondas del ojo y una salida para una expansión polinomial; un módulo de potencia efectiva que tiene una alimentación acoplada a la salida del módulo de expansión polinomial y una salida, el módulo de potencia efectiva determina una potencia efectiva de la expansión polinomial; y un módulo de receta acoplado al módulo de potencia efectivo, el módulo de receta, genera la receta para proporcionar una pluralidad de diferentes potencias efectivas deseadas a una pluralidad asociada de diferentes tamaños de pupila de observación, tal que el ojo tenga una agudeza visual observada de 20/25 o mejor y J3 o mejor.
3. El sistema de conformidad con la reivindicación 2 , caracterizado porque además comprende un módulo de tabla de tratamiento acoplado al módulo de receta, el módulo de tabla de tratamiento está configurado para generar una tabla de tratamiento con base en la receta y una superficie de corrección refractiva para el ojo.
4. El sistema de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque el módulo de receta además genera una superficie óptica reforzada, la superficie óptica reforzada compensa sanado y efecto de aleta LASIK.
5. El sistema de conformidad con la reivindicación 4, caracterizado porque una profundidad de la superficie óptica reforzada es 15% o mayor que una profundidad de la receta.
6. El sistema de conformidad con la reivindicación 3 , caracterizado porque la superficie de corrección refractiva comprende una superficie de corrección refractiva retraída, la corrección refractiva retraída compensa un sesgo miope.
7. El sistema de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado porque la potencia de superficie de corrección refractiva retraída es 0.6 dioptrías menos que la potencia de superficie de corrección refractiva.
8. El sistema de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque el paciente tiene menos de 59 años de edad.
9 . Método para determinar si se proporciona a un paciente con un tratamiento de presbiopía, el paciente tiene un ojo con una pupila, el método se caracteriza porque comprende: alimentar una dimensión de pupila; alimentar una respuesta de dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo; calcular una acomodación residual umbral del ojo, con base en la dimensión de pupila y la respuesta de dimensión de pupila; y determinar si se proporciona al paciente con el tratamiento de presbiopía, con base en una comparación de la acomodación residual del ojo con la acomodación residual umbral calculada para el ojo.
10. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque comprende determinar el proporcionar al paciente con tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede la acomodación residual umbral calculada para el ojo.
11. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el cambio en condición de visión del ojo comprende un cambio en distancia de observación.
12. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el cambio en condición de visión del ojo comprende un cambio en condición de iluminación.
13. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque la dimensión de pupila comprende un radio de pupila.
14. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque la respuesta de dimensión de pupila comprende un encogimiento en dimensión de pupila y el cambio en condición de observación comprende un miembro seleccionado del grupo que consiste de un decremento en distancia de observación y un incremento en condición de iluminación.
15. El método de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque la dimensión de pupila comprende un radio de pupila (R) , la respuesta de dimensión de pupila comprende un porcentaje de encogimiento de pupila debido a acomodación ( d ) , y la acomodación residual umbral del ojo (A^) se calcula como:
16. Un sistema para determinar si se proporciona a un paciente con un tratamiento de presbiopía, el paciente tiene un ojo con una pupila, el sistema se caracteriza porque comprende: una alimentación que acepta una dimensión de pupila; una alimentación que acepta una respuesta en dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo; y primer módulo acoplado con la alimentación de dimensión de pupila y la alimentación de respuesta de dimensión de pupila, el primer módulo se configura para calcular una acomodación residual umbral del ojo, con base en la dimensión de pupila y la respuesta de dimensión de pupila, la acomodación residual umbral es adecuada para utilizar en determinar si se proporciona al paciente con tratamiento de presbiopía.
17. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque además comprende: una alimentación que acepta una acomodación residual del ojo; y un segundo módulo acoplado con la alimentación de acomodación residual y el primer módulo, el segundo módulo se configura para determinar si se proporciona al paciente con tratamiento de presbiopía, con base en una comparación de la acomodación residual del ojo con la acomodación residual umbral calculada para el ojo.
18. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque el segundo módulo se configura para determinar el proporcionar al paciente con el tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede la acomodación umbral calculada para el ojo.
19. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque el cambio en condición de visión del ojo comprende un cambio en distancia de observación.
20. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque el cambio en condición de visión del ojo comprende un cambio en condición de iluminación.
21. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque la dimensión de pupila comprende un radio de pupila.
22. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque la respuesta de dimensión de pupila comprende un encogimiento en dimensión de pupila y el cambio en condición de observación comprende un miembro seleccionado del grupo que consiste de un decremento en distancia de observación y un incremento en condición de iluminación.
23. El sistema de conformidad con la reivindicación 16, caracterizado porque la dimensión de pupila comprende un radio de pupila (R) , la respuesta de dimensión de pupila comprende un porcentaje de encogimiento de pupila debido a acomodación ( d ) , y la acomodación residual umbral del ojo (Amin) se calcula como :
24. Un producto de programa de computadora para determinar si se proporciona a un paciente con tratamiento de presbiopía, el paciente tiene un ojo con una pupila, el producto de programa se caracteriza porque comprende : un código para aceptar una dimensión de pupila; un código para aceptar acomodación residual del ojo; un código para aceptar una respuesta de dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo; un código para calcular una acomodación residual umbral del ojo con base en la dimensión de pupila y la respuesta en dimensión de pupila; un código para determinar si se proporciona al paciente con el tratamiento de presbiopía con base en una comparación de la acomodación residual del ojo con la acomodación residual umbral calculada para el ojo; y un medio legible por computadora para almacenar los códigos .
25. El producto de programa de computadora de conformidad con la reivindicación 24, caracterizado porque el código para determinar si se proporciona al paciente con el tratamiento de presbiopía comprende un código para proporcionar al paciente con el tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede la acomodación umbral calculada para el ojo.
26. Método para proporcionar a un paciente con tratamiento de presbiopía, el paciente tiene un ojo con una pupila, el método se caracteriza porque comprende: alimentar una dimensión de pupila; alimentar una respuesta en dimensión de pupila asociada con un cambio en condición de observación del ojo; calcular una acomodación residual umbral del ojo, con base en la dimensión de pupila y la respuesta de dimensión de pupila; y proporcionar al paciente con el tratamiento de presbiopía si la acomodación residual del ojo excede acomodación residual umbral calculada para el ojo.