RU2372879C2 - Оптимальные коэффициенты формы iol (искусственного хрусталика) для человеческих глаз - Google Patents
Оптимальные коэффициенты формы iol (искусственного хрусталика) для человеческих глаз Download PDFInfo
- Publication number
- RU2372879C2 RU2372879C2 RU2006140811/14A RU2006140811A RU2372879C2 RU 2372879 C2 RU2372879 C2 RU 2372879C2 RU 2006140811/14 A RU2006140811/14 A RU 2006140811/14A RU 2006140811 A RU2006140811 A RU 2006140811A RU 2372879 C2 RU2372879 C2 RU 2372879C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- curvature
- lens
- optical element
- shape factor
- front surface
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
- A61F2/16—Intraocular lenses
- A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/14—Eye parts, e.g. lenses, corneal implants; Implanting instruments specially adapted therefor; Artificial eyes
- A61F2/16—Intraocular lenses
- A61F2/1613—Intraocular lenses having special lens configurations, e.g. multipart lenses; having particular optical properties, e.g. pseudo-accommodative lenses, lenses having aberration corrections, diffractive lenses, lenses for variably absorbing electromagnetic radiation, lenses having variable focus
- A61F2/1637—Correcting aberrations caused by inhomogeneities; correcting intrinsic aberrations, e.g. of the cornea, of the surface of the natural lens, aspheric, cylindrical, toric lenses
-
- G—PHYSICS
- G02—OPTICS
- G02C—SPECTACLES; SUNGLASSES OR GOGGLES INSOFAR AS THEY HAVE THE SAME FEATURES AS SPECTACLES; CONTACT LENSES
- G02C7/00—Optical parts
- G02C7/02—Lenses; Lens systems ; Methods of designing lenses
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Ophthalmology & Optometry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Transplantation (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Eyeglasses (AREA)
- Lenses (AREA)
Abstract
Группа изобретений относится к медицине. Искусственные глазные линзы сформированы из биосовместимого полимерного материала, содержат оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность. Оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности. Способ формирования глазной линзы содержит этапы: этап определения функции ошибок (RxError), характеризующей изменения, вызываемые линзами у совокупности пациентов, путем оценки изменений, вызванных погрешностью при определении биометрических данных (ΔBiometric), оценки изменений, вызванных погрешностью, при определении оптической силы (ΔIOLPower), и также изменений, вызванных аберрациями (ΔAbberration), в котором функция ошибок определяется по формуле
и этап выбора такого коэффициента формы линзы, при котором функция ошибок наименьшая. Применение данной группы изобретений позволяет обеспечить устойчивые оптические характеристики. 12 н. и 27 з.п. ф-лы, 12 ил., 8 табл.
Description
Родственная заявка
По настоящей заявке испрашивается приоритет по предварительной заявке на патент США №60/668520 «Intraocular Lens», поданной 5 апреля 2005 г., которая включена в настоящее описание путем отсылки.
Заявка на патент США «Intraocular Lens», переуступленная патентообладателю настоящей заявки и поданная одновременно с ней, также включена в настоящее описание путем отсылки.
Уровень техники
Настоящее изобретение относится, в общем, к глазным линзам и, в частности, к искусственным хрусталикам (IOL) (внутриглазным линзам) с оптимальными коэффициентами формы.
Имплантация искусственных хрусталиков в глаза пациентов во время экстракции катаракты вместо замутненных естественных (природных) хрусталиков стала обычной практикой. Однако послеоперационные характеристики упомянутых IOL могут снижаться под действием различных факторов. Например, аберрации, вносимые вследствие смещения от заданного положения имплантированного IOL относительно роговицы, и/или собственные аберрации глаза могут негативно повлиять на оптические характеристики хрусталика.
Следовательно, существует потребность в усовершенствованных IOL, которые могут обеспечить более устойчивые оптические характеристики.
Сущность изобретения
В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения предлагается глазная линза (например, искусственный хрусталик), содержащая оптический элемент с передней поверхностью и задней поверхностью. Оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4. В соответствии со связанным аспектом коэффициент формы оптического элемента находится в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2. Вышеупомянутые коэффициенты формы порождают множество разных форм линз, например двояковыпуклые, плосковыпуклые, плосковогнутые и выпукло-вогнутые.
В соответствии с другим аспектом оптический элемент выполнен из биосовместимого полимерного материала. Например, оптический элемент может быть выполнен из мягкого акрилового полимерного материала. Другие примеры подходящих материалов включают в себя, без ограничения, гидрогельные и силиконовые материалы.
В соответствии с другим аспектом, по меньшей мере, одна поверхность оптического элемента может характеризоваться асферическим базовым профилем (т.е. базовым профилем, который имеет отклонения от сферичности). Например, базовый профиль можно характеризовать конической постоянной в диапазоне от приблизительно -73 до приблизительно -27.
В соответствии со связанным аспектом асферический профиль линзовой поверхности можно определить следующим отношением
где c обозначает кривизну поверхности при ее вершине (в точке ее пересечения с оптической осью),
r - радиальное расстояние от оптической оси и
k - коническую постоянную,
при этом
c может быть, например, в диапазоне от приблизительно 0,0152 мм-1 до приблизительно 0,0659 мм-1,
r может быть, например, в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 5 и
k может быть, например, в диапазоне от приблизительно -1162 до приблизительно -19 (например, в диапазоне от приблизительно -73 до приблизительно -27).
В соответствии со связанным аспектом оптический элемент вышеупомянутой линзы может иметь коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2.
В некоторых вариантах осуществления изобретения, в которых, по меньшей мере, одна поверхность глазной линзы имеет асферичность, коэффициент формы линзы (например, IOL) можно выбирать в зависимости от данной асферичности для оптимизации оптических характеристик линзы. Например, в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения предлагается глазная линза, содержащая оптический элемент с передней поверхностью и задней поверхностью, причем, по меньшей мере, одна из поверхностей имеет асферический профиль, характеризуемый конической постоянной в диапазоне от приблизительно -73 до приблизительно -27. Оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4.
В соответствии со связанным аспектом глазная линза, содержащая оптический элемент, имеющий коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2, содержит, по меньшей мере, одну асферическую поверхность, характеризуемую конической постоянной в диапазоне от приблизительно -73 до приблизительно -27.
В соответствии с другими аспектами предлагается искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы, равный или меньший, чем приблизительно 7,1 мм, который содержит оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность. Оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4. В соответствии со связанным аспектом оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно +0,5 до приблизительно 4 или в диапазоне от приблизительно 1 до приблизительно 3.
В соответствии с другим аспектом изобретения предлагается искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы в диапазоне от приблизительно 7,1 мм до приблизительно 8,6 мм, который содержит оптический элемент с передней поверхностью и задней поверхностью. Оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 3. В соответствии со связанным аспектом оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно +0,5 до приблизительно 3 или в диапазоне от приблизительно 1 от приблизительно 2.
В соответствии с другим аспектом предлагается искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы, равный или больший, чем приблизительно 8,6 мм, который содержит оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность. Оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 2. В соответствии со связанным аспектом оптический элемент имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 1 до приблизительно 2.
В соответствии с другим аспектом изобретения предлагается искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз, имеющий осевую длину, равную или меньше, чем приблизительно 22 мм, который содержит оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность. Оптический элемент может иметь коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2 или в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 2.
В соответствии с другими аспектами изобретения предлагаются способы выбора глазной линзы для имплантации в глаз пациента на основе, по меньшей мере, одного биометрического параметра глаза пациента. Например, предлагается способ коррекции зрения, который содержит этап выбора IOL, который содержит оптический элемент, имеющий коэффициент формы в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4 (или в диапазоне от приблизительно +0,5 до приблизительно 4), для имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы, который равен или меньше, чем приблизительно 7,1 мм.
В соответствии с другим аспектом изобретения предлагается способ коррекции зрения, который содержит этап выбора IOL, который содержит оптический элемент, имеющий коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 3 (или в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 3), для имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы в диапазоне от приблизительно 7,1 мм до приблизительно 8,6 мм.
В соответствии с еще одним аспектом предлагается способ коррекции зрения, который содержит этап выбора IOL, который содержит оптический элемент, имеющий коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 2, для имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы, который равен или больше, чем приблизительно 8,6 мм.
В соответствии с другим аспектом предлагается способ коррекции зрения, который содержит этап выбора IOL, который содержит оптический элемент, имеющий коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2 (или в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 2), для имплантации в глаз с осевой длиной, равной или меньшей, чем приблизительно 22 мм.
В соответствии с другим аспектом предлагается способ формирования глазной линзы, который содержит этапы определения функции ошибок, которая характеризует изменчивость характеристик линзы в совокупности пациентов, на основании оценки изменчивости, по меньшей мере, одного биометрического параметра, относящегося к данной совокупности, пациентов и выбора такого коэффициента формы для линзы, который уменьшает функцию ошибок относительно опорного значения. В соответствии со связанным аспектом функция ошибок может дополнительно содержать оценку ошибки коррекции оптической силы, обеспечиваемой линзой и/или оценку аберрационной ошибки.
В соответствии со связанным аспектом функцию ошибок (RxError) можно определить в соответствии со следующим выражением
где ΔBiometric обозначает изменчивость, вызванную погрешностями биометрических данных,
ΔIOLPower - изменчивость, вызванную ошибками коррекции оптической силы, и
ΔAberration - изменчивость, вызванную вкладом аберраций.
В соответствии с другим аспектом ΔBiometric можно определить в соответствии со следующим выражением
где Δk обозначает ошибку фотоофтальмометрических измерений,
ΔAL - ошибку измерений по осевой длине и
ΔACD - ошибку измерения глубины передней камеры.
В соответствии с другим аспектом ΔAberration можно определить в соответствии со следующим выражением
где ΔAstig обозначает изменчивость, вызванную астигматической аберрацией,
ΔSA - изменчивость, вызванную сферической аберрацией, и
ΔOther - изменчивость, вызванную другими аберрациями.
В соответствии с дополнительным аспектом ΔIOLPower можно определить в соответствии со следующим выражением:
где
ΔIOLStep обозначает изменчивость, вызванную разностью между величиной коррекции оптической силы, обеспечиваемой линзой, и величиной коррекции оптической силы, необходимой пациенту,
ΔIOLTol обозначает производственный допуск на оптическую силу и
ΔELP обозначает изменчивость смещения эффективного положения линзы в глазу.
Дополнительные сведения об изобретении можно получить при обращении к нижеследующему подробному описанию, представленному в связи с прилагаемыми чертежами, краткие пояснения к которым приведены ниже.
Краткое описание чертежей
Фиг.1 - схематичный вид сбоку IOL в соответствии с одним вариантом осуществления настоящего изобретения,
фиг.2 представляет смоделированные величины аберраций разных типов (сферической аберрации, дефокусировки, комы и астигматической аберрации), вносимых IOL в зависимости от его коэффициента формы, при 1,5-мм децентрировке,
фиг.3 представляет результаты моделирования аберраций, вносимых IOL в результате наклона, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.4A представляет графически рассчитанную сферическую аберрацию, вносимую моделью глаза, характеризуемой средней глубиной передней камеры, в которой заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.4B представляет графически рассчитанные модуляционно-передаточные функции (МПФ (MTF)) при 50 штрихов/мм и 100 штрихов/мм для модели глаза, характеризуемой средней глубиной передней камеры, в которой заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.5A представляет смоделированные МПФ при 50 штрихов/мм и 100 штрихов/мм для модели глаза, характеризуемой малой глубиной передней камеры, в которой заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.5B представляет смоделированную сферическую аберрацию, вносимую моделью глаза, характеризуемой малой глубиной передней камеры, в которой заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.6A представляет смоделированную сферическую аберрацию, вносимую моделью глаза, характеризуемой большой глубиной передней камеры, в которой заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.6B представляет смоделированные МПФ при 50 штрихов/мм и 100 штрихов/мм для модели глаза, характеризуемой большой глубиной передней камеры, в которой заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.7A представляет графически смоделированные сферические аберрации, вносимые множеством моделей глаза с разной асферичностью роговицы, в которых заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.7B представляет графически смоделированную МПФ при 50 штрихов/мм, полученную для моделей глаза с разной асферичностью роговицы, в которых заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.7C представляет графически смоделированную МПФ при 100 штрихов/мм, полученную для моделей глаза с разной асферичностью роговицы, в которых заключен IOL, в зависимости от коэффициента формы IOL,
фиг.8A представляет смоделированную сферическую аберрацию, вносимую двумя моделями глаза, характеризуемыми разными радиусами роговицы, в зависимости от коэффициента формы IOL, включенного в модели,
фиг.8B представляет смоделированную МПФ при 50 штрихов/мм, показанную двумя моделями глаза, характеризуемыми разными радиусами роговицы, в зависимости от коэффициента формы IOL, включенного в модели,
фиг.8C представляет смоделированную МПФ при 100 штрихов/мм, показанную двумя моделями глаза, характеризуемыми разными радиусами роговицы, в зависимости от коэффициента формы IOL, включенного в модели,
фиг.9A представляет смоделированную сферическую аберрацию, вносимую множеством моделей глаза с разными осевыми длинами в зависимости от коэффициента формы IOL, включенного в модели,
фиг.9B представляет смоделированные МПФ при 50 штрихов/мм, показанные множеством моделей глаза с разными осевыми длинами в зависимости от коэффициента формы IOL, включенного в модели,
фиг.9C представляет смоделированные МПФ при 100 штрихов/мм, показанные множеством моделей глаза с разными осевыми длинами в зависимости от коэффициента формы IOL, включенного в модели,
фиг.10 - схематичный вид сбоку линзы в соответствии с одним вариантом осуществления изобретения, имеющей асферическую переднюю поверхность,
фиг.11 представляет множество графиков, изображающих прогиб асферической поверхности двух линз в соответствии с принципами изобретения, имеющих разные коэффициенты формы, и
фиг.12 графически представляет результаты моделирования методом Монте-Карло оптических характеристик множества IOL в зависимости от производственных допусков.
Подробное описание предпочтительных вариантов осуществления изобретения
На фиг.1 схематически изображен IOL 10 в соответствии с одним вариантом осуществления изобретения, содержащий оптический элемент 12, который содержит переднюю поверхность 14 и заднюю поверхность 16. В данном варианте осуществления изобретения передняя и задняя поверхности 14 и 16 расположены симметрично относительно оптической оси 18, хотя в других вариантах осуществления изобретения одна или обе данные поверхности могут иметь в какой-то степени асимметрию относительно оптической оси. Примерный IOL 10 дополнительно содержит радиально продолжающиеся фиксирующие элементы или фиксаторы 20, которые облегчают его установку в глаз. В данном варианте осуществления изобретения оптический элемент выполнен из мягкого акрилового полимера, широко известного под маркой Acrysof, хотя в других вариантах осуществления изобретения оптический элемент может быть выполнен из другого биосовместимого материала, например силикона или гидрогеля. Линза 10 обеспечивает преломляющую оптическую силу в диапазоне от приблизительно 6 до приблизительно 34 диоптрий (D) и, предпочтительно, в диапазоне от приблизительно 16 диоптрий до приблизительно 25 диоптрий.
В данном примерном варианте осуществления изобретения линза 10 имеет коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2. В более общем случае, во многих вариантах осуществления изобретения коэффициент формы линзы 10 может изменяться от приблизительно -0,5 до приблизительно 4. Как известно в данной области техники, коэффициент формы линзы 10 можно определить в соответствии со следующим выражением
где C1 и C2 обозначают соответственно кривизну передней и задней поверхностей.
Коэффициент формы IOL 10 может влиять на аберрации (например, сферическую и/или астигматическую аберрации), которые линза может вносить в результате ее наклона и децентрировки, например, при имплантации в глаз пациента или модель глаза. Как подробно изложено ниже, аберрации, вызванные множеством IOL с разными коэффициентами формы, были исследованы теоретически в зависимости от наклона и децентрировки с использованием модели глаза. Упомянутые исследования показывают, что IOL, имеющий коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2, вносят значительно ослабленные аберрации, обусловленные наклоном и децентрировкой.
В частности, для исследования влияния коэффициента формы IOL на аберрации, вызванные его наклоном и децентрировкой, применяли гипотетическую модель глаза с оптическими свойствами (например, формой роговицы), аналогичными оптическим свойствам среднего человеческого глаза. Радиусы оптических поверхностей и расстояния между оптическими компонентами выбирали соответственно средним значениям данных параметров в совокупности людей. Показатели преломления оптических компонентов выбирали так, чтобы обеспечивать выбранные силу референции и хроматические аберрации. Кроме того, переднюю поверхность роговицы модели выбирали асферической по форме. Исследуемый IOL заменяли естественным хрусталиком в модели. Ниже, в таблице 1 приведены различные проектные параметры модели глаза.
| Таблица 1 | ||||||
| Поверхность | Тип | Радиус (мм) | Толщина (мм) | Класс | Диаметр (мм) | Коническая постоянная |
| Объекта | Стандартный | Бесконечный | Бесконечный | 0,000 | 0,000 | |
| 1 | Стандартный | Бесконечный | 10,000 | 5,000 | 0,000 | |
| 2 | Стандартный | 7,720 | 0,550 | Роговица | 14,800 | -0,260 |
| 3 | Стандартный | 6,500 | 3,050 | Водянистая влага | 12,000 | 0,000 |
| Диафрагма | Стандартный | Бесконечный | 0,000 | Водянистая влага | 10,000 | 0,000 |
| 5 | Стандартный | 10,200 | 4,000 | Линза | 11,200 | -3,132 |
| 6 | Стандартный | -6,000 | 16,179 | Стекловидное тело | 11,200 | -1,000 |
| Изображения | Стандартный | -12,000 | 24,000 | 0,000 | ||
Для моделирования оптических свойств модели глаза использовали программное обеспечение для оптического проектирования, предлагаемое на рынке под торговой маркой Zemax® (версия 4 марта 2003 г.Zemax Development Corporation, San Diego, CA). Оценочную функцию определяли на основании среднеквадратичной (RMS) аберрации волнового фронта, т.е. RMS-отклонения волнового фронта оптической системы от плоской волны. В общем, чем больше RMS-искажение волнового фронта, тем хуже характеристики оптической системы. Оптическая система с RMS-искажением волнового фронта, которая меньше, чем приблизительно 0,071 длины волны, обычно считается имеющей дифракционно ограниченные оптические характеристики.
Воздействие смещения (наклон и/или децентрировка) IOL от заданного положения на его оптические характеристики для ряда разных факторов формы моделировали путем установки IOL в вышеупомянутую модель глаза и с помощью программного обеспечения Zemax®. Для данного моделировании было принято, что IOL имел сферические поверхности при исследовании воздействия одного коэффициента формы (в противоположность влиянию сочетания фактора формы с асферичностью). Для моделирования условий скотопического (ночного) зрения для старых пациентов выбрали 5-мм входной зрачок. Рассматривали следующие условия смещения от заданного положения: 1,5-мм децентрировка IOL и 10-градусный наклон IOL. Данные два условия представляют экстремальные случаи смещения IOL от заданного положения.
Фиг.2 представляет смоделированные величины аберраций разных видов (сферической, дефокусировки, комы и астигматизма) в зависимости от коэффициента формы, при 1,5-мм децентрировке IOL. Результаты данного моделирования показывают, что IOL, имеющие коэффициент формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2, вносят намного меньшие аберрации, вызванные децентрировкой. Например, IOL, имеющий коэффициент формы около 1, вносит аберрацию дефокусировки 0,07 диоптрий, по сравнению с аберрацией дефокусировки 0,32 диоптрии, вносимой IOL, имеющим коэффициент формы-1.
Фиг.3 представляет результаты моделирования аберраций, вызванных наклоном IOL. Данные результаты показывают, что аберрации дефокусировки и астигматизма слабо зависят от коэффициента формы IOL, тогда как кома и сферическая аберрация демонстрируют даже более сильную зависимость от коэффициента формы, чем от децентрировки IOL. И вновь, IOL, имеющие коэффициенты формы в диапазоне приблизительно 0-2, имеют стабильные характеристики.
В соответствии с другими аспектами заявленного изобретения установлено, что при выборе коэффициента формы IOL для имплантации в глаз некоторые биометрические параметры глаза (например, радиус роговицы и осевая длина) можно учитывать для обеспечения улучшенных характеристик линзы. Как более подробно поясняется ниже, в некоторых вариантах осуществления изобретения оптимальные коэффициенты формы IOL обеспечиваются для разных глаз совокупности пациентов, например, для среднего человеческого глаза (глаз со средними значениями некоторых биометрических параметров) и других совокупностей, характеризуемых экстремальными значениями данных параметров.
Биометрические параметры вышеупомянутой модели глаза изменяли для моделирования характеристик множества IOL, имеющих разные коэффициенты формы для разных глаз. Для среднего человеческого глаза принимали радиус (r) роговицы 7,72 мм, асферичность (Q) роговицы, равной -0,26, глубину (ACD) передней камеры 4,9 мм и осевую длину (AL) 24,4 мм. Для исследования человеческих глаз с экстремально большими или малыми биометрическими величинами глубину передней камеры изменяли от 4,3 мм до 5,5 мм, асферичность роговицы изменяли от -0,50 до 0, радиус роговицы изменяли от 7,10 мм до 8,60 мм и осевую длину изменяли от 22,0 мм до 26,0 мм. Приведенные пределы изменения являются достаточно широкими для охвата значений, характеризующих большинство совокупностей пациентов. Оптические характеристики IOL оценивали по двум критериям: вычисляли искажение волны и модуляционно-передаточную функцию (МПФ (MTF)). Как известно специалистам в данной области техники, МПФ обеспечивает количественный показатель контраста в изображении, обеспечиваемого оптической системой, например системы, образованной IOL и роговицей. В частности, МПФ системы формирования изображения можно определить как отношение контраста, соответствующего изображению объекта, сформированному оптической системой, к контрасту, соответствующему объекту.
Ниже в таблице 2 представлены результаты моделирования оптических характеристики IOL, имеющих коэффициенты формы в диапазоне от приблизительно -2 до приблизительно 4 для глаза со средней глубиной (ACD) передней камеры 4,9 мм, радиусом роговицы 7,72 мм, асферичностью роговицы -0,26 и осевой длиной (AL) 24,4 мм, при размере зрачка 5 мм.
| Таблица 2 | |||
| Коэффициент формы (X) | Сферическая аберрация (SA) | МПФ при 50 штрихов/мм | МПФ при 100 штрихов/мм |
| -2 | 0,478 | 0,037 | 0,095 |
| -1,5 | 0,386 | 0,117 | 0,051 |
| -1 | 0,307 | 0,212 | 0,011 |
| -0,5 | 0,244 | 0,331 | 0,016 |
| 0 | 0,195 | 0,455 | 0,128 |
| 0,5 | 0,162 | 0,555 | 0,250 |
| 1 | 0,142 | 0,615 | 0,334 |
| 1,5 | 0,134 | 0,637 | 0,366 |
| 2 | 0,138 | 0,625 | 0,348 |
| 3 | 0,174 | 0,516 | 0,199 |
| 4 | 0,239 | 0,340 | 0,021 |
Для графического представления информации, приведенной в таблице 2, на фиг.4A и 4B показаны соответственно расчетная сферическая аберрация и МПФ, представленные в таблице 1, в виде функции коэффициента формы IOL.
Ниже в таблице 3 приведены результаты моделирования оптических характеристик множества IOL, имеющих коэффициенты формы в вышеупомянутом диапазоне от -2 до 4 при размере зрачка 5 мм, для глаза с малой глубиной 4,3 мм (ACD) передней камеры, но с такими же радиусом роговицы (7,72 мм) и асферичностью (-0,26), а также осевой длиной (24,4 мм), которые применяли при предыдущем моделировании. На фиг.5A и 5B графически представлены соответственно расчетная сферическая аберрация (SA) и МПФ, приведенные в таблице 3, в виде функции коэффициента формы IOL.
| Таблица 3 | |||
| Коэффициент формы (X) | Сферическая аберрация (волны) | МПФ при 50 штрихов/мм | МПФ при 100 штрихов/мм |
| -2 | 0,461 | 0,047 | 0,095 |
| -1,5 | 0,374 | 0,125 | 0,042 |
| -1 | 0,300 | 0,219 | 0,014 |
| -0,5 | 0,240 | 0,337 | 0,021 |
| 0 | 0,194 | 0,457 | 0,130 |
| 0,5 | 0,161 | 0,553 | 0,249 |
| 1 | 0,141 | 0,613 | 0,331 |
| 1,5 | 0,133 | 0,636 | 0,365 |
| 2 | 0,136 | 0,627 | 0,353 |
Ниже в таблице 4 приведены результаты моделирования оптических характеристик множества IOL, имеющих коэффициенты формы в вышеупомянутом диапазоне от -2 до 4 при размере зрачка 5 мм, для глаза с большой глубиной 5,5 мм (ACD) передней камеры, радиусом роговицы 7,72 мм, асферичностью роговицы -0,26 и осевой длиной 24,4 мм. Далее, на фиг.6A и 6B графически представлены соответственно расчетная сферическая аберрация (SA) и МПФ, приведенные в таблице 4, в виде функции коэффициента формы IOL.
| Таблица 4 | |||
| Коэффициент формы (X) | Сферическая аберрация (волны) | МПФ при 50 штрихов/мм | МПФ при 100 штрихов/мм |
| -2 | 0,498 | 0,026 | 0,093 |
| -1,5 | 0,399 | 0,108 | 0,059 |
| -1 | 0,316 | 0,204 | 0,008 |
| -0,5 | 0,249 | 0,325 | 0,011 |
| 0 | 0,198 | 0,454 | 0,125 |
| 0,5 | 0,162 | 0,556 | 0,251 |
| 1 | 0,142 | 0,617 | 0,336 |
| 1,5 | 0,135 | 0,637 | 0,365 |
| 2 | 0,140 | 0,622 | 0,342 |
Приведенные результаты моделирования показывают, что IOL с коэффициентами формы в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4 и, в частности, IOL, имеющие коэффициенты формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2, обеспечивают улучшенные оптические характеристики. Однако результаты моделирования показывают, что глубина передней камеры незначительно воздействует на оптические характеристики IOL.
Хотя в вышеописанных случаях моделирования рассматривались сферические аберрации, если IOL выставлен со смещением относительно роговицы, возможно также присутствие других аберраций (например, дефокусировки, астигматизма и комы). Результаты моделирования данных аберраций для средней, малой и большой ACD подтверждают, что аберрации можно минимизировать посредством применения коэффициентов формы в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2.
Влияние асферичности (Q) роговицы на оптимальный коэффициент формы IOL также исследовали путем применения вышеупомянутой модели глаза и вычисления сферической аберрации и МПФ для Q=0 (сферическая аберрация), Q=-0,26 и Q=-0,50. Чем более отрицательным является значение Q, тем более плоским является периферический участок роговицы. Q=-0,26 соответствует асферичности нормальной человеческой роговицы, а Q=-0,50 соответствует асферичности крайне уплощенной роговицы. Ниже в таблице 5 приведены результаты данного моделирования, при этом фиг.7A, 7B и 7C графически представляют, соответственно, смоделированные сферическую аберрацию, МПФ при 50 штрихов/мм и МПФ при 100 штрихов/мм в виде функции коэффициента формы IOL.
| Таблица 5 | |||||||||
| SA (микрометры) | МПФ при 50 штрихов/мм | МПФ при 100 штрихов/мм | |||||||
| X | Q=0 | Q=-0,26 | Q=-0,50 | Q=0 | Q=-0,26 | Q=-50 | Q=0 | Q=-0,26 | Q=-0,50 |
| -2 | 0,609 | 0,478 | 0,364 | 0,000 | 0,037 | 0,143 | 0,036 | 0,095 | 0,027 |
| -1,5 | 0,524 | 0,386 | 0,264 | 0,010 | 0,117 | 0,292 | 0,084 | 0,051 | 0,007 |
| -1 | 0,451 | 0,307 | 0,180 | 0,058 | 0,212 | 0,503 | 0,091 | 0,011 | 0,182 |
| -0,5 | 0,392 | 0,244 | 0,112 | 0,111 | 0,331 | 0,702 | 0,057 | 0,016 | 0,463 |
| 0 | 0,347 | 0,195 | 0,061 | 0,159 | 0,455 | 0,822 | 0,016 | 0,128 | 0,661 |
| 0,5 | 0,315 | 0,162 | 0,025 | 0,200 | 0,555 | 0,869 | 0,007 | 0,250 | 0,742 |
| 1 | 0,295 | 0,142 | 0,005 | 0,230 | 0,615 | 0,879 | 0,012 | 0,334 | 0,759 |
| 1,5 | 0,288 | 0,134 | 0,002 | 0,243 | 0,637 | 0,879 | 0,012 | 0,366 | 0,759 |
| 2 | 0,29 | 0,138 | 0,003 | 0,238 | 0,625 | 0,879 | 0,013 | 0,348 | 0,759 |
| 3 | 0,321 | 0,174 | 0,045 | 0,189 | 0,516 | 0,848 | 0,004 | 0,199 | 0,704 |
| 4 | 0,378 | 0,239 | 0,117 | 0,120 | 0,340 | 0,688 | 0,046 | 0,021 | 0,443 |
Сферическая аберрация, вносимая сферической роговицей (Q=0), значительно больше, чем сферические аберрации, вносимые асферическими роговицами (Q=-0,26 и Q=-0,50), как предполагалось. В результате, МПФ, соответствующие Q=0, ниже, чем МПФ при Q=-0,26 и Q=-0,50. Однако для каждого из трех случаев вышеприведенные результаты моделирования показывают, что оптимальный коэффициент формы IOL находится в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4 и, предпочтительно, в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2.
В другой серии моделирования исследовали влияние радиуса роговицы на оптимальный коэффициент формы. Ниже в таблице 6 представлены результаты моделирования, соответствующие сферической аберрации, а также МПФ при 50 штрихов/мм и 100 штрихов/мм, полученные для множества IOL, имеющих коэффициенты формы в диапазоне от приблизительно -2 до приблизительно 8 на вышеупомянутой модели глаза и с изменением радиуса роговицы. В частности, ACD, Q и AL имели фиксированные значения соответственно 4,9 мм, -0,26 и 24,4 мм, а радиус роговицы изменяли. Фиг.8A, 8B и 8C графически представляют соответственно изменения сферической аберрации, МПФ при 50 штрихов/мм и МПФ при 100 штрихов/мм в ходе данного моделирования в виде функции коэффициента формы IOL при двух разных радиусах.
| Таблица 6 | |||||||||
| r | SA (волны) | МПФ при 50 штрихов/мм | МПФ при 100 штрихов/мм | ||||||
| X | r=7,10 | r=7,72 | r=8,60 | r=7,10 | r=7,72 | r=8,60 | r=7,10 | r=7,72 | r=8,60 |
| мм | мм | мм | мм | мм | мм | мм | мм | мм | |
| -2 | 0,312 | 0,478 | 0,856 | 0,196 | 0,037 | 0,086 | 0,010 | 0,095 | 0,031 |
| -1,5 | 0,282 | 0,386 | 0,635 | 0,245 | 0,117 | 0,00 | 0,015 | 0,051 | 0,032 |
| -1 | 0,255 | 0,307 | 0,447 | 0,297 | 0,212 | 0,07 | 0,002 | 0,011 | 0,086 |
| -0,5 | 0,233 | 0,244 | 0,300 | 0,347 | 0,331 | 0,234 | 0,029 | 0,016 | 0,011 |
| 0 | 0,215 | 0,195 | 0,195 | 0,393 | 0,455 | 0,468 | 0,067 | 0,128 | 0,139 |
| 0,5 | 0,201 | 0,162 | 0,133 | 0,432 | 0,555 | 0,65 | 0,105 | 0,250 | 0,382 |
| 1 | 0,190 | 0,142 | 0,111 | 0,463 | 0,615 | 0,711 | 0,139 | 0,334 | 0,476 |
| 1,5 | 0,182 | 0,134 | 0,127 | 0,485 | 0,637 | 0,667 | 0,165 | 0,366 | 0,408 |
| 2 | 0,177 | 0,138 | 0,174 | 0,499 | 0,625 | 0,528 | 0,182 | 0,348 | 0,210 |
| 3 | 0,175 | 0,174 | 0,344 | 0,503 | 0,516 | 0,173 | 0,188 | 0,199 | 0,008 |
| 4 | 0,182 | 0,239 | 0,579 | 0,483 | 0,340 | 0,008 | 0,163 | 0,021 | 0,062 |
| 5 | 0,195 | - | - | 0,444 | - | - | 0,118 | - | - |
| 6 | 0,213 | - | - | 0,394 | - | - | 0,067 | - | - |
| 7 | 0,234 | - | - | 0,339 | - | - | 0,022 | - | - |
| 8 | 0,258 | - | - | 0,285 | - | - | 0,007 | - | - |
Данные результаты показывают, что при очень выпуклой роговице (например, роговице, имеющей радиус 7,1 мм), коэффициент формы IOL относительно слабо влияет на сферическую аберрацию и МПФ. Например, в данном случае при коэффициентах формы в широком диапазоне от приблизительно -1 до приблизительно 8 наблюдаются хорошие оптические характеристики, хотя предпочтительными являются коэффициенты формы в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 4. Однако при роговице, имеющей больший радиус, например радиус больше, чем приблизительно 8,6 мм, для коэффициента формы IOL наблюдается оптимальный диапазон от приблизительно 0 до приблизительно 2 (например, от приблизительно 0,5 до приблизительно 2). Максимум оптических характеристик IOL, выраженных в виде функции коэффициента формы, также смещается по мере того, как радиус роговицы изменяется от малого радиуса к большому радиусу. Например, моделирование показывает максимум характеристик при коэффициенте формы около 3 для роговицы, имеющей радиус около 7,1 мм, и при коэффициенте формы около 1 для роговицы, имеющей радиус около 8,6 мм.
Как и с радиусом роговицы, установлено, что оптимальный коэффициент формы IOL может изменяться в зависимости от осевой длины глаза. Например, ниже в таблице 7 приведены результаты моделирования для оптических характеристик множества IOL, имеющих коэффициенты формы в диапазоне от -2 до 8 для множества разных осевых длин (AL). Модель глаза, использованная при данном моделировании, обладала такими характеристиками, как ACD=4,9 мм, радиус роговицы (r)=7,72 мм и асферичность роговицы (Q)=-0,26. Графическое представление результатов данного моделирования представлено на фиг.9A, 9B и 9C соответственно для сферической аберрации, МПФ при 50 штрихов/мм и МПФ при 100 штрихов/мм.
| Таблица 7 | |||||||||
| SA (микрометры) | МПФ при 50 штрихов/мм | МПФ при 100 штрихов/мм | |||||||
| X | AL=22,0 | AL=24,4 | AL=26,0 | AL=22,0 | AL=24,4 | AL=26,0 | AL=22,0 | AL=24,4 | AL=26,0 |
| мм | мм | мм | мм | мм | мм | мм | мм | мм | |
| -2 | - | 0,478 | 0,285 | - | 0,037 | 0,209 | - | 0,095 | 0,021 |
| -1,5 | - | 0,386 | - | - | 0,117 | - | - | 0,051 | - |
| -1 | 0,609 | 0,307 | 0,215 | 0,000 | 0,212 | 0,364 | 0,078 | 0,011 | 0,047 |
| -0,5 | - | 0,244 | - | - | 0,331 | - | - | 0,016 | - |
| 0 | 0,281 | 0,195 | 0,166 | 0,322 | 0,455 | 0,507 | 0,015 | 0,128 | 0,200 |
| 0,5 | - | 0,162 | - | - | 0,555 | - | - | 0,250 | - |
| 1 | 0,168 | 0,142 | 0,138 | 0.591 | 0,615 | 0,596 | 0,284 | 0,334 | 0,318 |
| 1,5 | - | 0,134 | - | - | 0,637 | - | - | 0,366 | - |
| 2 | 0,240 | 0,138 | 0,127 | 0,407 | 0,625 | 0,629 | 0,070 | 0,348 | - |
| 3 | 0,441 | 0,174 | 0,132 | 0,122 | 0,516 | 0,616 | 0,054 | 0,199 | 0,345 |
| 4 | 0,718 | 0,239 | 0,147 | 0,011 | 0,340 | 0,565 | 0,030 | 0,021 | 0,275 |
| 5 | - | - | 0,171 | - | - | 0,488 | - | - | 0,176 |
| 6 | - | - | 0,202 | - | - | 0,395 | - | - | 0,075 |
| 7 | - | - | 0,237 | - | - | 0,302 | - | - | 0,001 |
| 8 | - | - | 0,274 | - | - | 0,222 | - | - | 0,024 |
Вышеприведенные результаты моделирования показывают, что хотя при большой осевой длине (например, осевой длине около 26 мм), IOL, имеющий коэффициент формы в широком диапазоне (например, в диапазоне от приблизительно -1 до приблизительно 8), обеспечивают, по существу, аналогичные характеристики, при небольшой осевой длине (например, осевой длине около 22 мм), оптимальный IOL коэффициент формы находится в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2 (предпочтительно, в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 2). Кроме того, максимум оптических характеристик показывает смещение в зависимости от изменения осевой длины.
В некоторых вариантах осуществления передняя или задняя поверхность IOL содержит асферический базовый профиль, выбранный для компенсации сферической аберрации роговицы. В альтернативном варианте как передняя, так и задняя поверхности могут быть асферическими, чтобы совместно обеспечивать выбранную степень компенсации сферической аберрации роговицы. Например, на фиг.10 изображен IOL 22 в соответствии с одним вариантом осуществления изобретения, который содержит оптический элемент, имеющий сферическую заднюю поверхность 24 и асферическую переднюю поверхность 26. В частности, передняя поверхность 26 характеризуется базовым профилем, который, по существу, совпадает с предполагаемым сферическим профилем 26a (показанным пунктирными линиями) при небольших радиальных расстояниях от оптической оси 28, но отклоняется от данного сферического профиля по мере того, как радиальное расстояние от оптической оси увеличивается. В настоящем варианте осуществления асферическую переднюю поверхность можно характеризовать следующим выражением
где c обозначает кривизну поверхности при ее вершине (в точке ее пересечения с оптической осью),
r - радиальное расстояние от оптической оси и
k - коническую постоянную.
В некоторых вариантах осуществления изобретения коническая постоянная k может изменяться от приблизительно -1162 до приблизительно -19 (например, от приблизительно -73 до приблизительно -27) и коэффициент формы линзы могут изменяться от приблизительно -0,5 до приблизительно 4, и в более предпочтительном варианте от приблизительно 0 до приблизительно 2. Для демонстрации эффективности данных асферических IOL в отношении ослабления сферических аберраций роговицы, исследовали теоретически два асферических IOL. Предполагалось, что IOL выполнены из акрилового полимера, известного как Acrysof. Один из IOL был выбран имеющим коэффициент формы, равный нулю (X=0), а другой, имеющим коэффициент формы, равный 1 (X=1). Толщину каждого IOL по кромке фиксировали равной 0,21 мм. Для IOL с X=0 передний и задний радиусы задали равными соответственно 22,934 мм и -22,934 мм, толщину по центру задали равной 0,577 мм и асферичность передней поверхности (т.е. коническую постоянную) задали равной -43,656. Для IOL с X=1 заднюю поверхность задали как плоскую, при этом радиус передней поверхности задали равным 11,785 мм. Толщина по центру данной линзы была 0,577 мм, и было принято, что передняя поверхность имеет асферичность, характеризуемую конической постоянной -3,594. На фиг.11 показан прогиб передних поверхностей данных примерных IOL в виде функции радиального расстояния от оптической оси.
Результаты моделирования оптических характеристик двух данных конструкций IOL в вышеупомянутой модели глаза показывают уменьшение общих RMS-искажений волнового фронта до приблизительно 0,000841 длин волн для случая IOL, имеющего коэффициент формы, который приближается к нулю, и до приблизительно 0,000046 для случая IOL, имеющего коэффициент формы, равный единице.
Другим фактором, который может влиять на оптические характеристики IOL, является его эффективное положение. Эффективное положение линзы (например, определяемое в настоящем описании как расположение главной плоскости относительно задней поверхности) может изменяться в зависимости от формы линзы. Расположение второй главной плоскости (PP2) относительно вершины задней поверхности можно определить следующим выражением
где n1 и n2 обозначают, соответственно, показатели преломления IOL и окружающей его среды, F1 обозначает оптическую силу передней поверхности и FL обозначает оптическую силу линзы, и d обозначает толщину по центру линзы. Плоскость фиксаторов (плоскость крепления имплантированного IOL), расположенная по средней линии кромки линзы, может быть смещена от вершины задней поверхности на расстояние, задаваемое выражением
где ET обозначает толщину линзы по кромке и Sag2 обозначает высоту прогиба задней поверхности у кромки линзы. С использованием уравнений (3) и (4) положение второй главной точки относительно плоскости фиксаторов можно определить следующим образом
где ΔPP2 обозначает сдвиг смещения главной плоскости, а другие параметры определены выше.
Например, сдвиг 2-й главной плоскости вышеупомянутого IOL, имеющего коэффициент формы, равный нулю (X=0), рассчитанный (с использованием вышеприведенных уравнений) по всему диапазону изменения оптической силы от 0 до приблизительно 35 диоптрий, равен ±0,03 мм, тогда как соответствующий расчетный сдвиг для IOL, имеющего коэффициент формы, равный единице (X=1), равен ±0,15 мм.
Чтобы точнее оценить улучшение оптической характеристики, обеспечиваемое IOL в соответствии с изобретением, можно рассмотреть некоторые из основных факторов, влияющих на изменчивость послеоперационных рефракционных погрешностей. Данные факторы обычно подразделяются на три категории: погрешности биометрических данных (ΔBiometric), погрешности оптической силы IOL (ΔIOLPower) и вклад аберраций высокого порядка (ΔAberration). Общая изменчивость (Rx) может быть вычислена по данным факторам с использованием, например, следующего выражения
ΔBiometric, в свою очередь, можно определить в соответствии со следующим выражением
где Δk обозначает ошибку фотоофтальмометрических измерений, ΔAL обозначает ошибку измерений осевой длины и ΔACD обозначает ошибку измерения глубины передней камеры. ΔIOLPower можно определить в соответствии со следующим выражением
где ΔIOLStep обозначает изменчивость, вызванную применением IOL, оптические силы которых отличаются на конечных этапах для коррекции рефракционных погрешностей пациента, которые изменяются в непрерывном диапазоне, ΔIOLTol обозначает производственный допуск на оптическую силу, и ΔELP обозначает изменчивость смещения эффективного положения IOL по всему диапазону изменения оптической силы. Кроме того, ΔAberration можно определить в соответствии со следующим выражением
где ΔAstig, ΔSA, ΔOther обозначают, соответственно, астигматическую, сферическую аберрации и другие аберрации высшего порядка.
Оптические характеристики вышеупомянутых примерных конструкций IOL, имеющих коэффициенты формы (X), равные нулю и единице, оценивали на основе оценки изменчивости Rx для трех условий: (1) нескорректированная острота зрения (т.е. в отсутствие корригирующих очков) с шагом изменения оптической силы IOL, равным 0,5 диоптрий (UCVA), (2) нескорректированная острота зрения с уточненным шагом изменения оптической силы IOL, равным 0,25 диоптрий (UCVA+) и (3) оптимально скорректированная острота зрения (т.е. с использованием оптимальных корригирующих очков) (BCVA). Изменчивость, обусловленная биометрическими измерениями, оценивали по информации, получаемой из публикаций из уровня техники. Анализ концентрировался на оценке вкладов сферической аберрации, погрешностей, обусловленных смещениями IOL от заданного положения, и смещениями 2-й главной плоскости (PPL). В целях сравнения, для глаз со сферическими IOL было принято исходное значение 0,65 диоптрий для UCVA и UCVA+, и было принято исходное значение 0,33 диоптрий для BCVA. Ниже в таблице 8 приведены абсолютные и относительные процентные значения уменьшения Rx относительно исходных значений для IOL
| Таблица 8 | ||||
| IOL с X=0 | IOL с X=1 | |||
| UCVA | -0,03 диоптрий | -4,39% | 0,00 диоптрий | 0,45% |
| UCVA+ | -0,05 диоптрий | -7,13% | -0,01 диоптрий | -2,16% |
| BCVA | -0,03 диоптрий | -8,53% | -0,05 диоптрий | -13,87% |
Информация, представленная в таблице 8, показывает, что ослабление изменчивости Rx обеспечивается для обоих IOL (X=0 и X=1), и, следовательно, указывает на улучшение оптических характеристик данных линз. При IOL с уменьшающимся коэффициентом формы (X=0) благоприятное воздействие на зрение почти равномерно распределяется между UCVA, UCVA+ и BCVA, тогда как при другом IOL (X=1) благоприятное воздействие на зрение, связанное с BCVA, более выражено.
Для изготовления линз в соответствии с изобретением можно применить множество различных технологий изготовлений. Производственные допуски также могут влиять на оптические характеристики IOL. Например, данные допуска могут соответствовать изменениям, например, радиусов поверхностей, конической постоянной, децентрировке поверхности, наклону поверхности и нарушению формы поверхности, причем допуски, относящиеся к асферичности поверхности (конической постоянной), обычно сильнее влияют на снижение оптических характеристик, чем другие допуски. Однако результаты моделирования показывают, что смещения IOL от заданного положения при имплантации в глаз являются обычно более важными факторами ухудшения оптических характеристик, чем производственные допуски (например, погрешности изготовления могут быть приблизительно в 10 раз меньше ошибок в связи со смещением от заданного положения). Для дополнительной иллюстрации, оптические характеристики вышеупомянутых асферических линз с X=0 и X=1, имплантированных в вышеупомянутую модель глаза, исследовали теоретически с использованием моделирования методом Монте-Карло. В частности, 500 гипотетических линз разработали с соблюдением ограничивающего условия типичных производственных допусков и случайным образом ориентировали относительно роговицы. Например, предполагалось, что допуски, относящиеся к радиусам поверхностей, нарушения формы поверхности и децентрировка и наклон поверхности составляли соответственно ±0,1 мм, 2 интерференционных полосы, 0,05 мм и 0,5 градусов. Результаты моделирования методом Монте-Карло приведены на фиг.12. Более чем 50% смоделированных глаз создают RMS-искажение волнового фронта, которое меньше, чем приблизительно 0,2 длины волны (что эквивалентно дефокусировке приблизительно 0,08 диоптрий). Для линз с X=1 приблизительно 98% смоделированных глаз показывают искажение волнового фронта меньше, чем приблизительно 0,3 длины волны (около 0,12 диоптрий).
Специалистам в данной области техники очевидно, что в вышеприведенные варианты осуществления можно вносить различные изменения без выхода за пределы объема изобретения.
Claims (39)
1. Искусственная глазная линза, сформированная из биосовместимого полимерного материала, содержащая оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность, при этом упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится от приблизительно -0,5 до приблизительно 4.
2. Линза по п.1, в которой упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно 0 до приблизительно 2.
3. Линза по п.1, в которой упомянутый оптический элемент выполнен из биосовместимого полимерного материала.
4. Линза по п.3, в которой полимерный материал выбран из группы, состоящей из акрилового, силиконового и гидрогельного материалов.
5. Линза по п.1, в которой обе упомянутые поверхности имеют в общем выпуклый профиль.
6. Линза по п.1, в которой одна из упомянутых поверхностей имеет в общем выпуклый профиль и другая поверхность имеет, по существу, плоский профиль.
7. Линза по п.1, в которой одна из упомянутых поверхностей имеет в общем вогнутый профиль и другая поверхность имеет, по существу, плоский профиль.
8. Линза по п.1, в которой одна из упомянутых поверхностей имеет в общем вогнутый профиль и другая поверхность имеет по существу выпуклый профиль.
9. Линза по п.1, в которой, по меньшей мере, одна из упомянутых поверхностей характеризуется асферическим базовым профилем.
10. Линза по п.9, в которой упомянутый асферический базовый профиль характеризуется конической постоянной (Q) от приблизительно -73 до приблизительно -27.
11. Линза по п.1, при этом упомянутая линза представляет собой искусственный хрусталик.
12. Искусственная глазная линза, сформированная из биосовместимого полимерного материала, содержащая оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность, при этом, по меньшей мере, одна из упомянутых поверхностей характеризуется асферическим базовым профилем, определяемым следующим отношением:
где с обозначает кривизну поверхности в точке ее пересечения с оптической осью, r обозначает радиальное расстояние от оптической оси и k обозначает коническую постоянную, при этом с находится в диапазоне от приблизительно 0,0152 до приблизительно 0,0659 мм-1, r находится в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 5 и k находится в диапазоне от приблизительно -73 до приблизительно -27, причем упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4.
где с обозначает кривизну поверхности в точке ее пересечения с оптической осью, r обозначает радиальное расстояние от оптической оси и k обозначает коническую постоянную, при этом с находится в диапазоне от приблизительно 0,0152 до приблизительно 0,0659 мм-1, r находится в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 5 и k находится в диапазоне от приблизительно -73 до приблизительно -27, причем упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4.
13. Линза по п.12, в которой упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно 0 до приблизительно 2.
14. Линза по п.12, при этом упомянутая линза представляет собой искусственный хрусталик.
15. Линза по п.12, в которой упомянутые поверхности совместно обеспечивают оптическую силу рефракции от приблизительно 16 до приблизительно 25 диоптрий.
16. Линза по п.12, в которой упомянутый оптический элемент выполнен из биосовместимого полимерного материала.
17. Искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы, равный или меньший, чем приблизительно 7,1 мм, при этом искусственный хрусталик содержит оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность, причем упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4.
18. Искусственный хрусталик по п.17, в котором упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно +0,5 до приблизительно 4.
19. Искусственный хрусталик по п.17, в котором упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно 1 до приблизительно 3.
20. Искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз, имеющий радиус кривизны роговицы от приблизительно 7,1 до приблизительно 8,6 мм, содержит оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность, причем упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 3.
21. Искусственный хрусталик по п.20, в котором упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно +0,5 до приблизительно 3.
22. Искусственный хрусталик по п.20, в котором упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно 1 до приблизительно 2.
23. Искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз, имеющий радиус кривизны роговицы, равный или больший, чем приблизительно 8,6 мм, при этом искусственный хрусталик содержит оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность, причем упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно +0,5 до приблизительно 2.
24. Искусственный хрусталик по п.23, в котором упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно 1 до приблизительно 2.
25. Искусственный хрусталик, выполненный с возможностью имплантации в глаз с осевой длиной, равной или меньшей, чем приблизительно 22 мм, при этом искусственный хрусталик содержит оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность, причем упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2.
26. Искусственный хрусталик по п.25, в котором оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно 0,5 до приблизительно 2.
27. Искусственная глазная линза, сформированная из биосовместимого полимерного материала, содержащая оптический элемент, имеющий переднюю поверхность и заднюю поверхность, по меньшей мере, одну из упомянутых поверхностей, имеющую асферический профиль, характеризуемый конической постоянной от приблизительно -73 до приблизительно -27, при этом упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4.
28. Линза по п.27, в которой упомянутый асферический профиль характеризуется конической постоянной от приблизительно -73 до приблизительно -27 и упомянутый оптический элемент имеет коэффициент формы от приблизительно 0 до приблизительно 2.
29. Способ коррекции зрения, состоящий в том, что выбирают искусственный хрусталик (IOL), содержащий оптический элемент, имеющий коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно -0,5 до приблизительно 4, для имплантации в глаз, имеющий радиус роговицы, равный или меньший, чем приблизительно 7,1 мм.
30. Способ по п.29, в котором коэффициент формы оптического элемента выбирают от приблизительно +0,5 до приблизительно 4.
31. Способ коррекции зрения, состоящий в том, что выбирают искусственный хрусталик (IOL), содержащий оптический элемент, имеющий коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится от приблизительно 0 до приблизительно 3, для имплантации в глаз, имеющий радиус кривизны роговицы от приблизительно 7,1 до приблизительно 8,6 мм.
32. Способ по п.31, в котором коэффициент формы оптического элемента выбирают от приблизительно +0,5 до приблизительно 3.
33. Способ коррекции зрения, состоящий в том, что выбирают искусственный хрусталик (IOL), содержащий оптический элемент, имеющий коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно 0,5 до приблизительно 2, для имплантации в глаз, имеющий радиус кривизны роговицы, равный или больший, чем приблизительно 8,6 мм.
34. Способ коррекции зрения, состоящий в том, что выбирают искусственный хрусталик (IOL), содержащий оптический элемент, имеющий коэффициент формы, который определяется как сумма кривизны передней поверхности и кривизны задней поверхности, разделенной на разность между кривизной передней поверхности и задней поверхности, и находится в диапазоне от приблизительно 0 до приблизительно 2, для имплантации в глаз с осевой длиной, равной или меньшей, чем приблизительно 22 мм.
35. Способ по п.34, в котором коэффициент формы оптического элемента выбирают от приблизительно 0,5 до приблизительно 2.
36. Способ формирования глазной линзы, содержащий следующие этапы: этап определения функции ошибок (RxError), характеризующей изменения, вызываемые линзами у совокупности пациентов, путем оценки изменений, вызванных погрешностью при определении биометрических данных (ΔBiometric), оценки изменений, вызванных погрешностью при определении оптической силы (ΔIOLPower), и также изменений, вызванных аберрациями (ΔAbberration), в котором функция ошибок определяется по формуле
и этап выбора такого коэффициента формы линзы, при котором функция ошибок наименьшая.
и этап выбора такого коэффициента формы линзы, при котором функция ошибок наименьшая.
37. Способ по п.36, в котором ΔBiometric определяется следующим выражением:
где Δk обозначает ошибку фотоофтальмометрических измерений, ΔAL обозначает ошибку измерений осевой длины и ΔACD обозначает ошибку измерения глубины передней камеры.
где Δk обозначает ошибку фотоофтальмометрических измерений, ΔAL обозначает ошибку измерений осевой длины и ΔACD обозначает ошибку измерения глубины передней камеры.
38. Способ по п.36, в котором ΔAberration определяется следующим выражением:
где ΔAstig обозначает изменения, вызванные астигматической аберрацией, ΔSA обозначает изменения, вызванные сферической аберрацией, ΔOther обозначает изменения, вызванные другими аберрациями.
где ΔAstig обозначает изменения, вызванные астигматической аберрацией, ΔSA обозначает изменения, вызванные сферической аберрацией, ΔOther обозначает изменения, вызванные другими аберрациями.
39. Способ по п.36, в котором ΔIOLPower определяется следующим выражением:
где ΔIOLStep обозначает изменения, вызванные разностью между оптической силой линзы и оптической силой, необходимой пациенту, ΔIOLTol обозначает производственный допуск на оптическую силу и ΔELP обозначает изменения при смещении эффективного положения линзы в глазу.
где ΔIOLStep обозначает изменения, вызванные разностью между оптической силой линзы и оптической силой, необходимой пациенту, ΔIOLTol обозначает производственный допуск на оптическую силу и ΔELP обозначает изменения при смещении эффективного положения линзы в глазу.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US66852005P | 2005-04-05 | 2005-04-05 | |
| US60/668,520 | 2005-04-05 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2006140811A RU2006140811A (ru) | 2008-05-27 |
| RU2372879C2 true RU2372879C2 (ru) | 2009-11-20 |
Family
ID=36930344
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2006140811/14A RU2372879C2 (ru) | 2005-04-05 | 2006-04-04 | Оптимальные коэффициенты формы iol (искусственного хрусталика) для человеческих глаз |
| RU2006140808/14A RU2339341C2 (ru) | 2005-04-05 | 2006-04-04 | Интраокулярная линза |
Family Applications After (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2006140808/14A RU2339341C2 (ru) | 2005-04-05 | 2006-04-04 | Интраокулярная линза |
Country Status (18)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US20060227286A1 (ru) |
| EP (3) | EP1753373B1 (ru) |
| JP (4) | JP4564061B2 (ru) |
| CN (3) | CN101843532B (ru) |
| AT (3) | ATE434993T1 (ru) |
| AU (3) | AU2006231553B2 (ru) |
| BR (2) | BRPI0605632B8 (ru) |
| CA (3) | CA2567050C (ru) |
| CY (2) | CY1108233T1 (ru) |
| DE (3) | DE602006007521D1 (ru) |
| DK (2) | DK2062553T3 (ru) |
| ES (3) | ES2350719T3 (ru) |
| MX (2) | MXPA06014056A (ru) |
| PL (2) | PL1753373T3 (ru) |
| PT (2) | PT2062553E (ru) |
| RU (2) | RU2372879C2 (ru) |
| SI (2) | SI2062553T1 (ru) |
| WO (2) | WO2006108004A2 (ru) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU167324U1 (ru) * | 2016-04-12 | 2017-01-10 | Антон Леонидович Чернов | Очки френзеля |
Families Citing this family (97)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6609793B2 (en) * | 2000-05-23 | 2003-08-26 | Pharmacia Groningen Bv | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations |
| US8020995B2 (en) | 2001-05-23 | 2011-09-20 | Amo Groningen Bv | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations |
| IL145015A0 (en) | 2001-08-21 | 2002-06-30 | Nun Yehoshua Ben | Accommodating lens |
| ES2665536T3 (es) | 2004-04-20 | 2018-04-26 | Alcon Research, Ltd. | Microscopio quirúrgico y sensor de frente de onda integrados |
| IL161706A0 (en) * | 2004-04-29 | 2004-09-27 | Nulens Ltd | Intraocular lens fixation device |
| AU2005293142B2 (en) * | 2004-10-13 | 2010-09-02 | Nulens Ltd | Accommodating intraocular lens (AIOL), and AIOL assemblies including same |
| WO2006103674A2 (en) | 2005-03-30 | 2006-10-05 | Nulens Ltd | Accommodating intraocular lens (aiol) assemblies, and discrete components therfor |
| US8801781B2 (en) * | 2005-10-26 | 2014-08-12 | Abbott Medical Optics Inc. | Intraocular lens for correcting corneal coma |
| US20090198247A1 (en) * | 2006-08-25 | 2009-08-06 | Nulens Ltd. | Intraocular lens implantation kit |
| BRPI0806505A2 (pt) * | 2007-01-11 | 2014-04-22 | Alcon Res Ltd | Sistema ótico alternante: mesclando e ajustando as propriedades óticas para maximizar os benefícios da visão binocular |
| USD702346S1 (en) | 2007-03-05 | 2014-04-08 | Nulens Ltd. | Haptic end plate for use in an intraocular assembly |
| EP2120789B1 (en) * | 2007-03-05 | 2010-10-06 | Nulens Ltd | Unitary accommodating intraocular lenses (aiols) and discrete base members for use therewith |
| KR100807940B1 (ko) * | 2007-03-08 | 2008-02-28 | 박경진 | 안구내렌즈 |
| KR100807939B1 (ko) * | 2007-03-08 | 2008-02-28 | 박경진 | 안구내렌즈 조립체 |
| US8747466B2 (en) * | 2007-08-27 | 2014-06-10 | Amo Groningen, B.V. | Intraocular lens having extended depth of focus |
| US9216080B2 (en) | 2007-08-27 | 2015-12-22 | Amo Groningen B.V. | Toric lens with decreased sensitivity to cylinder power and rotation and method of using the same |
| US8740978B2 (en) | 2007-08-27 | 2014-06-03 | Amo Regional Holdings | Intraocular lens having extended depth of focus |
| US8974526B2 (en) | 2007-08-27 | 2015-03-10 | Amo Groningen B.V. | Multizonal lens with extended depth of focus |
| US20090062911A1 (en) | 2007-08-27 | 2009-03-05 | Amo Groningen Bv | Multizonal lens with extended depth of focus |
| US20090059163A1 (en) * | 2007-08-30 | 2009-03-05 | Pinto Candido D | Ophthalmic Lens Having Selected Spherochromatic Control and Methods |
| US20090088840A1 (en) | 2007-10-02 | 2009-04-02 | Simpson Michael J | Zonal diffractive multifocal intraocular lenses |
| US7594729B2 (en) | 2007-10-31 | 2009-09-29 | Wf Systems, Llc | Wavefront sensor |
| EP2243052B1 (en) * | 2008-02-15 | 2011-09-07 | AMO Regional Holdings | System, ophthalmic lens, and method for extending depth of focus |
| US8439498B2 (en) | 2008-02-21 | 2013-05-14 | Abbott Medical Optics Inc. | Toric intraocular lens with modified power characteristics |
| US8231219B2 (en) | 2008-04-24 | 2012-07-31 | Amo Groningen B.V. | Diffractive lens exhibiting enhanced optical performance |
| US7871162B2 (en) | 2008-04-24 | 2011-01-18 | Amo Groningen B.V. | Diffractive multifocal lens having radially varying light distribution |
| US8167940B2 (en) * | 2008-05-06 | 2012-05-01 | Novartis Ag | Aspheric toric intraocular lens |
| US8862447B2 (en) | 2010-04-30 | 2014-10-14 | Amo Groningen B.V. | Apparatus, system and method for predictive modeling to design, evaluate and optimize ophthalmic lenses |
| EP2293714B1 (en) | 2008-06-02 | 2014-08-13 | Lightlab Imaging, Inc. | Quantitative methods for obtaining tissue characteristics from optical coherence tomography images |
| SG2014008072A (en) | 2008-07-15 | 2014-05-29 | Alcon Inc | An extended depth of focus (edof) lens to increase pseudo-accommodation by utilizing pupil dynamics |
| CN102215781A (zh) * | 2008-07-24 | 2011-10-12 | 纽镜有限公司 | 调节性眼内透镜(aiol)胶囊 |
| EP2177179B1 (en) * | 2008-10-15 | 2011-06-15 | Carl Zeiss Meditec France S.A.S. | Method for modelling an intraocular lens and intraocular lens |
| US8550624B2 (en) | 2008-11-06 | 2013-10-08 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Optical angular measurement system for ophthalmic applications and method for positioning of a toric intraocular lens with increased accuracy |
| US20100125331A1 (en) * | 2008-11-19 | 2010-05-20 | Simpson Michael J | Aspheric intraocular lens with improved control of aberrations |
| US8216307B2 (en) * | 2008-12-19 | 2012-07-10 | Novartis Ag | Radially segmented apodized diffractive multifocal design for ocular implant |
| RU2011139312A (ru) * | 2009-03-26 | 2013-05-10 | Нэшнл Диджитал Ресерч Сентр Лимитед | Способы и устройства моделирования глаза |
| US8876290B2 (en) | 2009-07-06 | 2014-11-04 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Objective quality metric for ocular wavefront measurements |
| ES2524618T3 (es) * | 2009-07-14 | 2014-12-10 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Determinación de la posición efectiva de la lente de una lente intraocular utilizando potencia refractiva afática |
| EP2453823B1 (en) | 2009-07-14 | 2015-05-13 | WaveTec Vision Systems, Inc. | Ophthalmic surgery measurement system |
| US8342683B2 (en) * | 2009-08-27 | 2013-01-01 | Novartis Ag | Optimizing optical aberrations in ophthalmic lenses |
| RU2552699C2 (ru) * | 2009-10-26 | 2015-06-10 | Новартис Аг | Дифракционная конструкция со смещением фазы области центра-дальней зоны для глазного имплантата |
| EP3824846A1 (en) | 2009-12-18 | 2021-05-26 | AMO Groningen B.V. | Limited echelette lens |
| US20130261744A1 (en) * | 2010-06-01 | 2013-10-03 | Elenza, Inc. | Implantable ophthalmic device with an aspheric lens |
| ES2374916B1 (es) | 2010-06-02 | 2013-01-30 | Consejo Superior De Investigaciones Científicas (Csic) | Procedimiento para elaborar una lente intraocular monofocal asférica isoplanática y lente obtenida empleando dicho procedimiento. |
| US9817246B2 (en) | 2010-12-01 | 2017-11-14 | Amo Groningen B.V. | Multifocal lens having an optical add power progression, and a system and method of providing same |
| FR2968771B1 (fr) * | 2010-12-10 | 2012-12-28 | Thales Sa | Equipement et procede optique de telemetrie et de communication haut debit |
| US8894204B2 (en) | 2010-12-17 | 2014-11-25 | Abbott Medical Optics Inc. | Ophthalmic lens, systems and methods having at least one rotationally asymmetric diffractive structure |
| US9931200B2 (en) | 2010-12-17 | 2018-04-03 | Amo Groningen B.V. | Ophthalmic devices, systems, and methods for optimizing peripheral vision |
| US11191637B2 (en) | 2011-09-16 | 2021-12-07 | Rxsight, Inc. | Blended extended depth of focus light adjustable lens with laterally offset axes |
| US11135052B2 (en) * | 2011-09-16 | 2021-10-05 | Rxsight, Inc. | Method of adjusting a blended extended depth of focus light adjustable lens with laterally offset axes |
| US10874505B2 (en) | 2011-09-16 | 2020-12-29 | Rxsight, Inc. | Using the light adjustable lens (LAL) to increase the depth of focus by inducing targeted amounts of asphericity |
| TWI588560B (zh) | 2012-04-05 | 2017-06-21 | 布萊恩荷登視覺協會 | 用於屈光不正之鏡片、裝置、方法及系統 |
| CA2883712A1 (en) | 2012-08-31 | 2014-03-06 | Amo Groningen B.V. | Multi-ring lens, systems and methods for extended depth of focus |
| US9072462B2 (en) | 2012-09-27 | 2015-07-07 | Wavetec Vision Systems, Inc. | Geometric optical power measurement device |
| US9201250B2 (en) | 2012-10-17 | 2015-12-01 | Brien Holden Vision Institute | Lenses, devices, methods and systems for refractive error |
| CN108714063B (zh) | 2012-10-17 | 2021-01-15 | 华柏恩视觉研究中心 | 用于屈光不正的镜片、装置、方法和系统 |
| AU2013353764B2 (en) | 2012-12-04 | 2018-12-06 | Amo Groningen B.V. | Lenses systems and methods for providing binocular customized treatments to correct presbyopia |
| US10441676B2 (en) | 2013-01-15 | 2019-10-15 | Medicem Institute s.r.o. | Light-adjustable hydrogel and bioanalogic intraocular lens |
| AU2013373704B2 (en) | 2013-01-15 | 2017-11-30 | Medicem Institute s.r.o. | Bioanalogic intraocular lens |
| AU2014228357B2 (en) | 2013-03-11 | 2018-08-23 | Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. | Intraocular lens that matches an image surface to a retinal shape, and method of designing same |
| EP3116444A2 (en) | 2014-03-10 | 2017-01-18 | Amo Groningen B.V. | Dual-optic intraocular lens that improves overall vision where there is a local loss of retinal function |
| EP3134031A1 (en) | 2014-04-21 | 2017-03-01 | Amo Groningen B.V. | Ophthalmic devices, system and methods that improve peripheral vision |
| CN111265331B (zh) | 2014-09-09 | 2022-09-09 | 斯塔尔外科有限公司 | 具有扩展的景深和增强的远距视力的眼科植入物 |
| EP3413840A1 (en) | 2016-02-09 | 2018-12-19 | AMO Groningen B.V. | Progressive power intraocular lens, and methods of use and manufacture |
| KR102457572B1 (ko) | 2016-03-09 | 2022-10-20 | 스타 서지컬 컴퍼니 | 확장된 피사계 심도 및 향상된 원거리 시력의 안과용 임플란트 |
| CA3017293A1 (en) | 2016-03-11 | 2017-09-14 | Amo Groningen B.V. | Intraocular lenses that improve peripheral vision |
| AU2017238487B2 (en) | 2016-03-23 | 2022-03-03 | Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. | Power calculator for an ophthalmic apparatus with corrective meridians having extended tolerance or operation band |
| AU2017237076B2 (en) | 2016-03-23 | 2021-11-18 | Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. | Ophthalmic apparatus with corrective meridians having extended tolerance band with freeform refractive surfaces |
| CA3021474A1 (en) | 2016-04-19 | 2017-10-26 | Amo Groningen B.V. | Ophthalmic devices, system and methods that improve peripheral vision |
| IL245775A0 (en) | 2016-05-22 | 2016-08-31 | Joshua Ben Nun | Hybrid accommodative intraocular lens |
| CN107440818A (zh) * | 2016-06-01 | 2017-12-08 | 西安浦勒生物科技有限公司 | 一种基于创新生物相容性疏水材料的新型后房人工晶体 |
| JP2019518999A (ja) * | 2016-06-07 | 2019-07-04 | フェイ‐チュアン チェン | 眼用レンズ、および、その製造方法 |
| MX2018016173A (es) * | 2016-06-23 | 2019-03-28 | Medicem Inst S R O | Lente intraocular bioanalogico y de hidrogel ajustable por luz. |
| WO2018037356A1 (en) | 2016-08-23 | 2018-03-01 | Medicem Ophthalmic (Cy) Limited | Ophthalmic lenses with aspheric optical surfaces and method for their manufacture |
| AU2017352030B2 (en) | 2016-10-25 | 2023-03-23 | Amo Groningen B.V. | Realistic eye models to design and evaluate intraocular lenses for a large field of view |
| CN106388974A (zh) * | 2016-12-09 | 2017-02-15 | 天津世纪康泰生物医学工程有限公司 | 中间视觉完全矫正型非球面人工晶状体 |
| WO2018167302A1 (en) | 2017-03-17 | 2018-09-20 | Amo Groningen B.V. | Diffractive intraocular lenses for extended range of vision |
| US10739227B2 (en) | 2017-03-23 | 2020-08-11 | Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. | Methods and systems for measuring image quality |
| US11523897B2 (en) | 2017-06-23 | 2022-12-13 | Amo Groningen B.V. | Intraocular lenses for presbyopia treatment |
| US11262598B2 (en) | 2017-06-28 | 2022-03-01 | Amo Groningen, B.V. | Diffractive lenses and related intraocular lenses for presbyopia treatment |
| WO2019002390A1 (en) | 2017-06-28 | 2019-01-03 | Amo Groningen B.V. | EXTENDED BEACH AND ASSOCIATED INTRAOCULAR LENSES FOR THE TREATMENT OF PRESBYOPIA |
| US11327210B2 (en) | 2017-06-30 | 2022-05-10 | Amo Groningen B.V. | Non-repeating echelettes and related intraocular lenses for presbyopia treatment |
| EP4220284A1 (en) | 2017-07-24 | 2023-08-02 | Alcon Inc. | Ophthalmic lens having morphed sinusoidal phase shift structures |
| CN107468377B (zh) * | 2017-07-25 | 2019-06-04 | 南开大学 | 一种用于矫正老视眼的大焦深非球面人工晶体 |
| US11282605B2 (en) | 2017-11-30 | 2022-03-22 | Amo Groningen B.V. | Intraocular lenses that improve post-surgical spectacle independent and methods of manufacturing thereof |
| TW201927262A (zh) | 2017-12-20 | 2019-07-16 | 瑞士商諾華公司 | 具有前偏置光學設計之眼內透鏡 |
| EP4235275A3 (en) | 2018-08-17 | 2023-12-13 | Staar Surgical Company | Polymeric composition exhibiting nanogradient of refractive index |
| GB2578639A (en) | 2018-11-02 | 2020-05-20 | Rayner Intraocular Lenses Ltd | Hybrid accommodating intraocular lens assemblages including discrete lens unit with segmented lens haptics |
| JP7487188B2 (ja) * | 2018-11-23 | 2024-05-20 | サイネオス ヘルス インターナショナル リミテッド | 黄斑変性患者の難治性黄斑視覚のための新規単焦点眼内レンズ |
| WO2021007377A1 (en) * | 2019-07-09 | 2021-01-14 | Aaren Scientific Inc. | Intraocular lens designs for optimal clinical outcome |
| CA3166308A1 (en) | 2019-12-30 | 2021-07-08 | Amo Groningen B.V. | Lenses having diffractive profiles with irregular width for vision treatment |
| US11886046B2 (en) | 2019-12-30 | 2024-01-30 | Amo Groningen B.V. | Multi-region refractive lenses for vision treatment |
| CN110974543A (zh) * | 2020-01-02 | 2020-04-10 | 邢永仁 | 一种医用创口修复组件及医护方法 |
| EP3889889A1 (en) * | 2020-03-30 | 2021-10-06 | Optos PLC | Ocular image data processing |
| CN114077069A (zh) * | 2020-08-14 | 2022-02-22 | 亨泰光学股份有限公司 | 多弧多区段的角膜塑型隐形眼镜定位结构及方法 |
| EP4210632A1 (en) * | 2020-09-13 | 2023-07-19 | Samir Sayegh | Selection of toric intraocular lenses |
| CN113040976B (zh) * | 2021-03-04 | 2022-06-28 | 天津世纪康泰生物医学工程有限公司 | 一种超薄零球差可植入近视眼透镜片 |
Family Cites Families (33)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4195919A (en) * | 1977-10-31 | 1980-04-01 | Shelton William A | Contact lens with reduced spherical aberration for aphakic eyes |
| US4504982A (en) * | 1982-08-05 | 1985-03-19 | Optical Radiation Corporation | Aspheric intraocular lens |
| US6797003B1 (en) * | 1987-08-24 | 2004-09-28 | Pharmacia & Upjohn Company | Aspheric soft lens |
| FR2635970A1 (fr) * | 1988-09-06 | 1990-03-09 | Essilor Int | Systeme optique, a lentille ophtalmique et lentille intraoculaire, pour l'amelioration de la vision d'une personne atteinte de degenerescence maculaire |
| US5092880A (en) * | 1988-10-21 | 1992-03-03 | Genjiro Ohmi | Method of determining the astigmatic power and the power for an intraocular lens, for a toric intraocular lens |
| DE59104430D1 (de) * | 1990-03-15 | 1995-03-09 | Werner Fiala | Verwendung einer multifokalen doppelbrechenden linse mit angepasster doppelbrechung. |
| US5050981A (en) * | 1990-07-24 | 1991-09-24 | Johnson & Johnson Vision Products, Inc. | Lens design method and resulting aspheric lens |
| JP3247691B2 (ja) * | 1990-09-17 | 2002-01-21 | 株式会社ニデック | 眼内レンズ |
| US5217489A (en) * | 1991-04-05 | 1993-06-08 | Alcon Surgical, Inc. | Bifocal intraocular lens |
| US5171319A (en) * | 1992-02-10 | 1992-12-15 | Keates Richard H | Foldable intraocular lens system |
| US5384606A (en) * | 1992-06-22 | 1995-01-24 | Allergan, Inc. | Diffractive/refractive spectacle and intraocular lens system for age-related macular degeneration |
| US5684560A (en) | 1995-05-04 | 1997-11-04 | Johnson & Johnson Vision Products, Inc. | Concentric ring single vision lens designs |
| US5922821A (en) | 1996-08-09 | 1999-07-13 | Alcon Laboratories, Inc. | Ophthalmic lens polymers |
| US6096077A (en) * | 1997-08-20 | 2000-08-01 | Thinoptx, Inc. | Deformable intraocular corrective lens |
| US5922921A (en) * | 1997-10-27 | 1999-07-13 | Celanese International Corporation | Process for the production of n-butanol |
| US6353069B1 (en) * | 1998-04-15 | 2002-03-05 | Alcon Manufacturing, Ltd. | High refractive index ophthalmic device materials |
| US6082856A (en) * | 1998-11-09 | 2000-07-04 | Polyvue Technologies, Inc. | Methods for designing and making contact lenses having aberration control and contact lenses made thereby |
| SE0000611D0 (sv) * | 2000-02-24 | 2000-02-24 | Pharmacia & Upjohn Bv | Intraocular lenses |
| US7048759B2 (en) | 2000-02-24 | 2006-05-23 | Advanced Medical Optics, Inc. | Intraocular lenses |
| JP4126144B2 (ja) * | 2000-05-11 | 2008-07-30 | インターナショナル・ビジネス・マシーンズ・コーポレーション | 充電システム、インテリジェント電池、および充電方法 |
| WO2001089424A1 (en) | 2000-05-23 | 2001-11-29 | Pharmacia Groningen Bv | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations |
| US6609793B2 (en) * | 2000-05-23 | 2003-08-26 | Pharmacia Groningen Bv | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations |
| SE0004829D0 (sv) * | 2000-12-22 | 2000-12-22 | Pharmacia Groningen Bv | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations |
| SE0101293D0 (sv) * | 2001-04-11 | 2001-04-11 | Pharmacia Groningen Bv | Technical field of the invention |
| US6855164B2 (en) | 2001-06-11 | 2005-02-15 | Vision Solutions Technologies, Llc | Multi-focal intraocular lens, and methods for making and using same |
| US6786603B2 (en) * | 2002-09-25 | 2004-09-07 | Bausch & Lomb Incorporated | Wavefront-generated custom ophthalmic surfaces |
| JP5096662B2 (ja) | 2002-10-04 | 2012-12-12 | カール ツアイス ヴィジョン ゲーエムベーハー | レンズを製造する方法およびこの方法により製造されたレンズ |
| US7896916B2 (en) * | 2002-11-29 | 2011-03-01 | Amo Groningen B.V. | Multifocal ophthalmic lens |
| US7036931B2 (en) * | 2003-01-29 | 2006-05-02 | Novartis Ag | Ophthalmic lenses |
| WO2004090611A2 (en) * | 2003-03-31 | 2004-10-21 | Bausch & Lomb Incorporated | Intraocular lens and method for reducing aberrations in an ocular system |
| US7905917B2 (en) * | 2003-03-31 | 2011-03-15 | Bausch & Lomb Incorporated | Aspheric lenses and lens family |
| AU2005230194B2 (en) * | 2004-04-05 | 2010-12-16 | Amo Groningen B.V. | Ophthalmic lenses capable of reducing chromatic aberration |
| US7401922B2 (en) * | 2005-04-13 | 2008-07-22 | Synergeyes, Inc. | Method and apparatus for reducing or eliminating the progression of myopia |
-
2006
- 2006-04-04 EP EP06749286A patent/EP1753373B1/en active Active
- 2006-04-04 DK DK09154536.8T patent/DK2062553T3/da active
- 2006-04-04 CN CN2010101054814A patent/CN101843532B/zh active Active
- 2006-04-04 DE DE602006007521T patent/DE602006007521D1/de active Active
- 2006-04-04 CA CA2567050A patent/CA2567050C/en active Active
- 2006-04-04 CA CA2734592A patent/CA2734592C/en active Active
- 2006-04-04 RU RU2006140811/14A patent/RU2372879C2/ru active
- 2006-04-04 PL PL06749286T patent/PL1753373T3/pl unknown
- 2006-04-04 JP JP2007530512A patent/JP4564061B2/ja active Active
- 2006-04-04 CA CA2567049A patent/CA2567049C/en active Active
- 2006-04-04 EP EP09154536A patent/EP2062553B1/en active Active
- 2006-04-04 DE DE602006016501T patent/DE602006016501D1/de active Active
- 2006-04-04 US US11/397,305 patent/US20060227286A1/en not_active Abandoned
- 2006-04-04 DK DK06749286T patent/DK1753373T3/da active
- 2006-04-04 RU RU2006140808/14A patent/RU2339341C2/ru active
- 2006-04-04 CN CN2006800004025A patent/CN101018515B/zh active Active
- 2006-04-04 PT PT09154536T patent/PT2062553E/pt unknown
- 2006-04-04 ES ES09154536T patent/ES2350719T3/es active Active
- 2006-04-04 WO PCT/US2006/012571 patent/WO2006108004A2/en active Application Filing
- 2006-04-04 PT PT06749286T patent/PT1753373E/pt unknown
- 2006-04-04 BR BRPI0605632A patent/BRPI0605632B8/pt active IP Right Grant
- 2006-04-04 AU AU2006231553A patent/AU2006231553B2/en active Active
- 2006-04-04 WO PCT/US2006/012572 patent/WO2006108005A2/en active Application Filing
- 2006-04-04 EP EP06749285A patent/EP1753372B1/en active Active
- 2006-04-04 PL PL09154536T patent/PL2062553T3/pl unknown
- 2006-04-04 MX MXPA06014056A patent/MXPA06014056A/es active IP Right Grant
- 2006-04-04 JP JP2007543629A patent/JP4559488B2/ja active Active
- 2006-04-04 AT AT06749285T patent/ATE434993T1/de not_active IP Right Cessation
- 2006-04-04 ES ES06749285T patent/ES2327270T3/es active Active
- 2006-04-04 SI SI200630818T patent/SI2062553T1/sl unknown
- 2006-04-04 BR BRPI0604841A patent/BRPI0604841B8/pt active IP Right Grant
- 2006-04-04 US US11/397,332 patent/US7350916B2/en active Active
- 2006-04-04 CN CN2006800004010A patent/CN1976649B/zh active Active
- 2006-04-04 AT AT06749286T patent/ATE395883T1/de active
- 2006-04-04 AT AT09154536T patent/ATE478630T1/de active
- 2006-04-04 MX MXPA06015141A patent/MXPA06015141A/es active IP Right Grant
- 2006-04-04 DE DE602006001274T patent/DE602006001274D1/de active Active
- 2006-04-04 ES ES06749286T patent/ES2306433T3/es active Active
- 2006-04-04 AU AU2006231554A patent/AU2006231554B2/en active Active
- 2006-04-04 SI SI200630067T patent/SI1753373T1/sl unknown
-
2008
- 2008-07-31 CY CY20081100805T patent/CY1108233T1/el unknown
-
2009
- 2009-04-09 AU AU2009201400A patent/AU2009201400B2/en active Active
-
2010
- 2010-04-14 JP JP2010092857A patent/JP5497521B2/ja active Active
- 2010-11-10 CY CY20101101014T patent/CY1111309T1/el unknown
-
2013
- 2013-12-27 JP JP2013273270A patent/JP2014131742A/ja active Pending
Non-Patent Citations (2)
| Title |
|---|
| Manns F. et al. Radius of curvature and asphericity of the anterior and posterior surface of human cadaver crystalline lenses. Exp Eye Res. 2004 Jan; 78(1):39-51. (Реферат в PubMed, PMID: 14667826). * |
| Глазные болезни. Под ред. КОПАЕВОЙ В.Г. - М.: 2002, с.29, 91, 200, 204. УРМАХЕР Л.С. и др. Оптические средства коррекции зрения - М.: 1990, с.160-162. APPLE DAVID J. Intraocular lenses, Evolution, Designs, Complications and pathology. WILLIAMS & WILKINS, 1989, p.16-41. * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU167324U1 (ru) * | 2016-04-12 | 2017-01-10 | Антон Леонидович Чернов | Очки френзеля |
Also Published As
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2372879C2 (ru) | Оптимальные коэффициенты формы iol (искусственного хрусталика) для человеческих глаз | |
| US20190029808A1 (en) | Multifocal ophthalmic lens | |
| EP1943984B1 (en) | Method for designing ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations | |
| US6609793B2 (en) | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations | |
| US20040156014A1 (en) | Multifocal ophthalmic lens | |
| US8556426B2 (en) | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations | |
| AU2001263942A1 (en) | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations | |
| ZA200209763B (en) | Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations. |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PC43 | Official registration of the transfer of the exclusive right without contract for inventions |
Effective date: 20200724 |
|
| PC41 | Official registration of the transfer of exclusive right |
Effective date: 20200922 |