TWI338166B - Multifocal ophthalmic lens - Google Patents

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TWI338166B
TWI338166B TW92133613A TW92133613A TWI338166B TW I338166 B TWI338166 B TW I338166B TW 92133613 A TW92133613 A TW 92133613A TW 92133613 A TW92133613 A TW 92133613A TW I338166 B TWI338166 B TW I338166B
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corneal
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Patricia A Piers
Hendrik Albert Weeber
Sverker Norrby
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Amo Groningen Bv
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Description

13 38166^........................---.- . --f Ug---- \ 木if曰修(更)正替換1 I-------------------.--. I... ........ I11」 玖、發明說明 【發明所屬之技術領域】 本發明係關於多焦點之眼用透鏡,更具體而言關於具 有降低像差之多焦點之眼內透鏡(人工晶體)。 【先前技術】 一般而言,需要多焦點透鏡以供某程度上對於遠距視 覺及不同視覺之能力,通常爲更大的(或更強的)中距視覺 及近距視覺的能力,有時候將該外加之中距視覺和近距視 覺的能力稱之爲「外加中距視覺」.及「外加近距視覺」, 通常以屈光度的方式表示。具有二焦點的多焦點透鏡稱之 爲雙焦點透鏡。 與單焦點眼用透鏡相比,多焦點眼用透鏡能提供降低 眼鏡依存性的優點,然而用單焦點眼用透鏡的病患一般都 需要閱讀用的眼鏡。在理想的狀況下,病患在遠距離和近 距離都有良好的視力,同時該焦點深度也可達到中距視覺 。在此情況下,無論任何情況病患都不需要眼鏡》然而, 因爲多焦點眼用透鏡將可得光線切分成二或多個焦點,有 時候會降低各焦點的目視品質。當遠方目標聚焦在視網膜 上時,由於有額外的焦點,模糊不清的影像會重疊在一起 ,反之亦然,所以會顯著地降低影像品質。降低的視力品 質可分成對比敏感度降低,以及散射光和光環等光學現象 出現。此外在植入之後病患必需進行學習的過程,因爲剛 開始顯現在該視網膜上之二(或多個)同時出現的影像可能 1338166
會發生混淆。大部分的情況中,模糊不清的影像會被人類 視覺感受及視網膜處理系統捨棄不用。 多焦點透鏡通常根據以下一或多個光學原理設計而成 1. 繞射型:習知結合繞射光學的折射鏡片,該鏡片 會將光切分成二或多個焦點。 2. 具有不同曲率半徑之環狀帶/環的折射光學。 US 4,642,1 1 2和US 5,08 9,024中揭示有雙焦點及多焦 點人工晶體的實施例。市面上可購得的多焦點透鏡的實施 例爲:CeeOn® 型 811E 型,得自,Pharmacia, Kalamazoo, MI及SA 40,得自AMO,Irvine,CA。前者以繞射光學爲基 礎,藉以將光分爲兩個焦點,一個供遠距視覺之用,一個 供近距視覺之用。後者爲具有3.5-屈光度外加近距視覺能 力之遠距視覺爲主的帶狀漸進式、多焦點式光學。 在IOL植入之後,任何殘餘的散焦(球體)和散光(圓 柱體)皆可經由眼鏡或隱形眼鏡加以矯正。除了眼睛的一 級散焦和散光,還可能有其他視力缺陷。例如波前通過折 射面時所發生的不同階像差。當波前通過有瑕疵的光學面 時波前本身會變成非球面狀,當非球面狀波前落在視網膜 上時就會發生視力缺陷。若囊袋中的角膜和透鏡並非完美 或無法完整地補償光學元件時,角膜和鏡片二者皆會造成 此類視力缺陷。本文中的術語「非球面」包括非球面性和 非對稱性。非球面可爲旋轉對稱或旋轉非對稱面及/或不 規則表面,亦即所有的面都不是球面。 -6- 1338166' 牟启’日‘修(更)正替换 -----—---' 最近,在硏究舊題目時,發現經植入具有球面透鏡表 面單焦點IOL(後文中稱爲習知人工晶體(CIOL))之眼睛 ,其視力品質可與相同年齡層人口的正常眼睛相比。因此 ,預期70歲的白內障患者經過外科植入人工晶體之後僅 能獲得相同年齡之無白內障人士的視力品質,雖然客觀而 言一般皆認爲該透鏡在視覺上優於天然的晶狀體。由以下 的事實可對這個結果加以解釋,CIOL並不適用於補償人 類眼睛的光學系統缺陷,亦即像差。 爲了改善經植入的人工晶體之性能,因此致力於提供 至少能部分地補償此等像差之植入用的人工晶體(降低像 差IOL,或 RAIOL)。申請人本身擁有的申請案 WO 0 1 /89424揭示能提供具有降低像差的眼用透鏡,以及製得 此眼用透鏡的方法。該方法包含將至少一角膜表面特徵化 爲數學模式,使用該數學模式計算該角膜表面產生的像差 。由此資訊,建立眼用透鏡的模型使由包含該透鏡和角膜 模型之光學系統所抵達的波前獲得眼睛所需的降低像差。 對於現今的多焦點透鏡,光學性質比現今的單焦點透 鏡更低。追顯不得到與擬晶體眼的(p s e U d 0 p h a k i c)病患大 不相同的靈敏度測量結果。因爲多焦點透鏡的目視品質較 低’所以即使是少許的光學品質改善也足以視爲明顯可見 的改善。 WO 00/76426和US 6,457,826二者提到可製造非球面 的BIOL。WO 00/76426並未揭示透鏡中使用任何特定的 非球面特徵’但僅提到可結合非球面與繞射圖案。然而, 1338166 • .
正替換買I US 6,457,826陳述可使IOL表面非球面化而達到光學矯正 的目的,但該案完全未說明到如何進行。 有鑑於前述說明,因此顯然可見需要較適用於補償個 別眼睛表面,如角膜表面,所引起的像差之多焦點眼用透 鏡,以及可使散焦及散光以外的像差獲得如同習知多焦點 人工晶體所能提供之較好的矯正之多焦點眼用透鏡。 【發明內容】 本發明的目的在於提供多焦點人工晶體及設計該人工 晶體的設計方法,其能克服先前技藝裝置及方法的缺點。 此目的可藉由申請專利範圍第1、40和81項中定義的方 法,並藉由申請專利範圍第1 02、103和146項中定義的 多焦點之眼用透鏡達成。 利用根據本發明之多焦點人工晶體的優點之一爲可獲 得改良的視覺品質。 本發明之實施例係由各獨立項加以定義。 【實施方式】 本發明一般係關於多焦點之眼用透鏡及獲得該多焦點 人工晶體的方法’該人工晶體可降低眼睛之至少一焦點的 像差。本文中的「像差」表示波前像差。基於瞭解收歛波 前必須是完美球面以形成點的影像,亦即若要在眼睛的視 網膜上形成完美的影像,已通過眼睛光學表面,如角膜及 天然的水晶體或人工的水晶體,之波前必須爲完美地球面
I -8 - 1338166 :爷月日修(更)正替诞頁 。若波前並非球面就會形成偏離影像。本文中的術語r非 球面」表示呈轉動對稱、非對稱及/或不規則表面,亦即 ,所有表面皆與球面不同。波前像差可依據參考資料,如 1990年,M.R. Freeman所著的Optics,第十版,所解釋 之不同逼近模式的數學項表示。 第一實施例中,本發明針對設計含一基本焦點和至少 一額外焦點之多焦點眼用透鏡的方法,在植入該眼用透鏡 之後可降低眼睛對於至少一焦點的像差。該基本焦點也可 稱爲遠程焦點,而該至少一額外焦點稱爲近程焦點和中程 焦點。該方法包含將至少一角膜表面特徵化爲數學模式之 第一步驟,使用該數學模式計算該角膜表面產生的像差 之第二步驟。藉以獲得角膜像差的表示式,亦即通過該角 膜表面的球面波前之波前像差。端視所選用的數學模式, 可採取各種不同的規則以計算角膜像差。該角膜較佳特徵 化爲數學模式,並使用該數學模式及射線追蹤技術計算產 生的角膜表面像差。藉以獲得角膜波前像差的表示式,亦 即通過該角膜表面的波前像差。端視所選用的數學模式, 可採取各種不同的規則以計算角膜像差。較佳爲將該角膜 表面的特徵以旋轉圓錐曲面的方式或以多項式的方式或其 組合化成數學模式。更佳爲該角膜表面以多項式之線性組 合的方式加以特徵化。 由以上各步驟之資料建立眼用透鏡的模型,使含該透 鏡和角膜模型的光學系統之波前獲得降低的像差。建立透 鏡的模型時慮及的光學系統通常包括角膜和該透鏡,但特 1338166 一
定的情況中也包括眼鏡的鏡片或人工矯正透鏡,如隱形 鏡、植入式角膜嵌體或可植入式矯正透鏡,之其他視覺 件,端視個別情形而定。 再者,對於眼用透鏡之遠距視覺基本能力、至少二 點之間的光線分配及額外焦點的光學能力必須加以選用 選用的方式根據習知符合眼睛之視覺矯正的特定需求的 法,例如美國專利案5,968,095號中說明的方法。 要建立多焦點透鏡時涉及決定特定的、預先選用的 射能力之透鏡形狀的系統之一或多個透鏡參數。這通常 及選用習知的前方半徑和表面形狀、後方半徑和表面形 、透鏡厚度和透鏡的折射率以及專屬於多焦點透鏡的參 等之透鏡參數,如上述有許多不同的方法可設計出多焦 .鏡。因而多焦指定參數取決於所用的多焦點設計。 一般皆瞭解根據本發明之多焦點眼用透鏡爲多焦點 形眼鏡、缺晶狀體的病患之多焦點角i嵌體等等,但是 多焦點人工晶體的形式詳加說明。再者,所討論的多焦 定參數限於可應用於繞射型雙焦點透鏡,但是要瞭解根 本發明建立模型的多焦點透鏡可爲任何多焦點類型或其 合。雙焦點繞射透鏡爲習知折射透鏡與繞射透鏡之組合 前者聚焦於無限遠,而後者用於近距視覺。繞射透鏡包 一系列寬度漸減的輻射狀環或「帶」。一般而言,將雙 點繞射透鏡的光線分配設在5 0 : 5 0%左右,由此使近距 遠距焦點相互配合。繞射透鏡可在習知透鏡的前方表面 後方表面上,或中間位置處形成。繞射雙焦點透鏡的光 R修(更)正替換頁 眼 元 焦 方 折 涉 狀 數 . 透 J 隱 以 指 據 組 > 含 焦 和 或 線 -10- 丁- -------.... — . ................— -. ... ---- -___ i —qq 7一列 1 | ? >Γ !3修(更幻正替換頁 分配取決於繞射帶的步階高度。對於近程焦點的能力外加 取決於繞射帶的直徑。理論上這與透鏡和周邊介質的折射 率並不相干。 以實際的術語而言,可利用習知雙焦點透鏡爲主的資 料建立該透鏡的模型,如Pharmacia公司製造的 CeeOn® 8 1 1 E透鏡。維持該透鏡的中心半徑値、厚度和折射率, 同時選用不同類型的前方及/或後方表面,由此提供此表 面當中之一或二者以擁有非球面外形。 根據本發明之一實施例,藉由選用非球面組件而建立 雙焦點人工晶體的前方及/或後方表面之模型。較佳爲透 鏡具有至少一如所說明的非球面或其他旋轉圓錐體的表面 。設計透鏡之非球面表面係眾所周知的技術並可根據不同 的原理執行,對於該等表面的說明在申請人的PCT專利 申請案WO 0 1 /62 1 8 8中更詳細地加以說明,在此僅供參 考之用。 本發明的方法可進一步比較含該透鏡之光學系統的像 差與含平均角膜波前像差之平均角膜的模型,並評估是否 至少有一焦點之平均角膜的波前像差已獲得充分降低而硏 發。在上述透鏡的物理參數中發現可改變適合的變數而找 到透鏡模型’充分地跳脫球面透鏡的形式以補償角膜像差 〇 較佳爲根據可與本發明的方法倂用之眾所周知的形貌 測量方法以直接角膜表面測量進行,將至少一角膜表面特 徵化爲數學模型以建立表示角膜像差的角膜摸型,該形貌 -11 - 1338166 ------- TOO------------------1 年月K修(更)正静换I| -----1 測量方法乃以可計數的模型表示角膜表面的不規則。爲此 目的之角膜測量可藉由ORBSC AN®影像角膜圖形進行, 該圖形可由Orbtech或由角膜形貌學方法,如Premier Laser Systems公司的EyeSys®獲得。較佳爲至少測量前 角膜表面’更佳爲測量前角膜表面和後角膜表面並加以特 徵化且一倂以最後得到的波前像差項表示,如表示總角膜 波.前像差之多項式線性組合。根據本發明其中之—重要態 樣,以表示角膜波前像差平均値並由該平均像差設計透鏡 爲目的對選擇性的族群進行角膜特徵化。然後可計算該族 群之平均角膜波前像差,例如以多項式的平均線性組合表 示,並用於透鏡設計方法。此態樣包括選用不同的相關族 群,例如年齡族群,以產生適合的平均角膜表面。有利的 是,可藉以提供適用於與決定要進行白內障手術或屈光矯 正手術’包括IOL或角膜嵌體或有晶體眼i〇l之植入, 的個體有關之族群的平均角膜的透鏡。藉以使該病患獲得 雙焦點透鏡,與習知球面透鏡相比時得給予眼睛以實質上 較小的像差。 上述角膜測量較佳也包括角膜屈光力的測量。本發明 的設計方法在選用透鏡能力時,一般都會將角膜的能力和 眼睛軸向長度考慮在內。 本文中的波前像差較佳也以多項式的線性組合表示, 而含角膜模型和建立模型的人工晶體之光學系統較佳也能 對至少一焦點,較佳能對各焦點,提供獲得實質上降低像 差的波前,該波前以此多項式之一或多項表示。在此視覺 -12- 133.8166-..….…— ______ 「9ΤΤΓ2^------1 •1年月日修(更)正替換 技藝中’熟於此藝之士可用數類型多項式說明像差。該多 項式宜爲Seidei或Zernike多項式。根據本發明以使用 Zernike多項式爲宜。 使用Zernike多項式說明波前像差的技術由完美球面 以外的光學表面開始,陳述視覺技術並可與例如丨9 9 4年 ,j. Opt· Soc. Am.,第 11 卷第 7 冊,第 1 949 至 1 957 頁 中槪述的Hartmann-Shack感應器一倂使用。眼科醫師也 已經建立好不同的Zernike多項式以表示包括散焦、散光 、慧差(coma)和已達更高像差的球面像差之不同像差現象 。本發明方法之貫施例中’角膜表面測量得到以Zernike 多項式前1 5項之組性組合表示的角膜表面。藉由射線追 蹤法’可將Zernike說明轉成最後得到的波前(如方式程 (1)說明的)’其中Zi爲第i個Zernike項,而ai爲此項的 加權係數。Zernike多項式係一組以單位圓定義的完全正 交型多項式。以下,表1顯示Zernike多項式前15項和 各項表示的像差。 Ζ{Ρ,Θ) = ^ιαιΖι Ο) 式(1)中,P和Θ分別地表示標準化半徑和方位角。 -13- 1338166
ITTi...........'年月Β射更)¾、換I . Ζί(ρ,θ) 1 1 活塞 2 2pcos θ 傾斜 3 2psin0 傾斜 4 V3(2p2-1) 散焦 5 -s/6(p2 sin 20) 散光1級(45) 6 V6(/?2 cos 2^) 散光1級(0°) 7 SQp1 -2p)sm0 慧差y 8 V8(3p3 -2p)cos^ 慧差X 9 V8(p3sin30) 三葉30。 10 V8(p3 cos30) 三葉0。 11 V5(6p4-6/9J+l) 球面像差 12 Vi0(V-3p2)cos20 散光2級(0) 13 VlO(4p4-3/32)sin20 散光2級(45°) 14 Vl〇(/?4 cos40) 四葉0° 15 Vl〇(p4 sin4^) 四葉22.5° 習知以人工晶體進行的光學矯正只符合含植入透鏡之 眼睛的光學系統之第四項。供散光矯正的眼鏡、隱形眼鏡 和特定的人工晶體可進一步符合第五項和第六項並實質上 減少表示散光的Zernike多項式。 本發明方法進一步包括計算由含該建立模型的雙焦點 人工晶體和慧差的光學系統所獲得的波前像差並以多項式 之線性組合表示,以及決定該雙焦點人工晶體是否已提供 滿足該一或多個焦點所需的波前像差降低程度。若發現波 -14- 1338166 丨聲’角〜制幻正替換英 前像差的降低程度尙不足’將再重新建立透鏡的模型直到 充分地降低該多項式各項之—或多項爲止。重新建立透鏡 的模型表示改變至少一會影響一或多個焦點的透鏡設計參 數。這些包括前方表面形狀和中心半徑 '後方表面形狀和 中心半徑、透鏡的厚度、其折射率及繞射帶的直徑和步階 高度。一般而言,此重新建立模型的方法包括改變透鏡表 面的形狀使其不再呈球面。透鏡設計時有數個手段可用以 與設計方法倂用,如OSLO和Code-V等光學設計軟體組 。與本申請案有關的Zernike多項式格式列舉在表1中》 根據一實施例,本發明的方法包含將至少一角膜表面 表示爲Zernike多項式的線性組合,藉以決定最後得到的 角膜波前Zernike係數,亦即經考慮之後選用之各個單獨 的Zernike多項式之係數。然後建立雙焦點透鏡的模型使 得包含該雙焦點透鏡模型的光學系統能供給至少一焦點以 充分降低所選Zernike係數之波前》該方法可視情況需要 以下列之其他步驟加以更新,該步驟包含計算Zernike多 項式的Zernike係數,•該Zernike多項式表示由含建立模 型之雙焦點人工晶體和角膜之光學系統所得到的波前,以 及決定該透鏡已提供滿足該角膜和透鏡之光學系統之一或 多個焦點所需的波前Zernike係數降低程度;以及視情況 需要再重新建立該雙焦點透鏡的模型直到該至少一焦點之 該係數充分降低爲止。在本態樣中,本方法考慮至 Zernike多項式的第4階並以能充分降低表示球面像差及/ 或散光項之Zernike係數爲目標。特佳爲能充分降低由含 -15- 1338166 f ·为Η修(更)」:巧 角膜和該建立模型的多焦點人工晶體之光學系統得到的波 前的第11項Zernike係數,以便獲得實質上不含至少一 焦點之球面像差的眼睛。或者,設計方法也可包括降低更 高階像差而朝向降低第 4階以外的更高階像差項之 Zernike 係數。 爲了達到所需要的像差降低,雙焦點人工晶體係相對 於眼睛之光學系統的無像差光學行爲進行最佳化。關於此 ,該光學行爲可使任一焦點最佳化或同時使該二焦點最佳 化。若使該透鏡的基本焦點最佳化,那麼該透鏡將獲得遠 距視覺之最佳光學結果。因此當透鏡的近距焦點最佳化時 ,近距視覺將達到最佳的性能。若該透鏡同時使二焦點最 佳化,將達到最佳的所有性能。可形成雙焦點透鏡的繞射 圖案而與建立模型以降低光學系統的像差之透鏡表面毫不 相干,但亦可將該繞射圖案在同一透鏡表面上形成。 根據選用族群進行角膜特徵化而設計透鏡時,較佳以 說明表面形貌學的Zernike多項式表示每一個體的角膜表 面,並由彼決定波前像差的Zernike係數。由此結果計算 平均Zernike波前像差係數並用於設計方法中,目的在於 充分降低所選用的係數。根據本發明之替代方法中,改換 以說明表面形貌的Zernike多項式平均値計算並用於設計 方法中。要瞭解以一大族群的平均値爲主的設計方法所得 到的透鏡乃以實質上改善所有使用者的視覺品質爲其目的 。可能因此較不需要根據平均値完全消去波前像差項的透 鏡而留下某些比習知透鏡視力更差的個體。因此,僅適於 -16- 1-338166
*90^ { —3 修(更)正 將所選的Zernike係數降至某程度或平均値的預定比例。 根據本發明設計方法之另一逼近方法,選用族群的角膜特 徵和最後得到表示每一個別角膜像差的多項式,例如 Zernike多項式,之線性結合皆可以係數値的方式比較。 由此結果,選用適當的係數値並用於本發明的設計方法以 獲得適當的透鏡。經選用含相同記號像差之族群中,一般 該係數値可爲所選用族群當中的最低値,而與習知透鏡相 比,由此値設計而成的透鏡將能供給族群中所有個體以經 改善的視覺品質。 本發明之一實施例包含選用代表性的病患族群並收集 該族群中每一個體的角膜形貌資料。此方法進一步包含針 對表示瞳孔直徑的預設孔徑大小,將該資料轉換成表示每 一個體的角膜表面形狀的項。之後計算該族群中至少一角 膜形狀項的平均値以獲得至少一平均角膜表面形狀項。可 算出替代或補償骸角膜所對應的至少一角膜波前像差項之 平均値。利用射線追蹤步驟轉換所對應的角膜表面形狀項 而獲得角膜波前像差項。由該至少一平均角膜表面形狀項 或由該至少一平均角膜波前像差項設計而得到可使至少一 焦點降低含角膜和透鏡的光學系統之該至少一平均波前像 差項的雙焦點人工晶體。 在本發明之較佳實施例中該方法進一步包含由計算所 得之至少一平均角膜表面形狀項或由該至少一平均角膜波 前像差項設計該群人所需的平均角膜模型。該方法也包含 檢查所設計的眼用透鏡是否正確地補償至少一平均像差項 -17- 1338166 本月2¾修(更)二賴Μ 。藉由測量行經該模型平均角膜和透鏡之波前的特定像差 項而進行。若對至少一焦點所測量的波前中該至少一像差 項並未充分地降低,則重新設計透鏡《 較佳由平均角膜表面形狀項或由預定半徑之平均角膜 波前像差項計算設計雙焦點透鏡所需的一或多個表面說明 性(非球面說明性)常數。由該透鏡的折射能力決定球面半 徑。 較佳將角膜表面特徵化爲數學模型並使用該數學模型 及射線追蹤技術計算最後得到的角膜表面之像差。從而獲 得該角膜波前像差的表示式,亦即通過該角膜表面之波前 的波前像差。視所選的數學模型而定,可採取不同的方式 計算角膜波前像差。較佳以旋轉圓錐項或以多項式或其組 合的項將該角膜表面特徵化爲數學模型。更佳將該角膜表 面特徵化爲多項式線性組合項。 在本發明之一實施例中,設計該雙焦點透鏡之至少一 非球面使得就眼睛方面來說至少一焦點的透鏡能供給通過 的波前以具有實質上數値相同,但符號與選用人群之角膜 測量得到的同一像差項平均値相反之至少一波前像差項。 藉此在通過該雙焦點透鏡之後由該角膜提供之該至少一像 差項中,經由病患眼睛的角膜達到的波前將獲得降低。在 此所用的措辭「就眼睛方面來說」表示就真實的眼睛而言 以及就眼睛的模型而言。 在本發明之特定實施例中,該波前獲得以高達第四階 之旋轉對稱的Zernike項表示之經降低的像差項。爲達此 -18- 1338166 gg™7TT^---—
1年‘月日修(£)正替換I 目的,設計雙焦點人工晶體以降低至少一焦點之通過波前 的正球面像差項。在本文中,定義正球面像差使具有正能 力的球面產生正球面像差。較佳使該雙焦點透鏡適用於補 償至少一焦點的球面像差,更佳使該雙焦點透鏡適用於補 償表示波前像差之Zernike多項式之至少一項,較佳爲至 少第1 1項Zernike項,見表1。 選用的人群可爲例如屬於特定年齡層的人、將進行白 內障手術的人群或已進行包括但不限於LASIK(準分子雷 射層狀角膜重塑術)、RK(放射狀角膜切開術)或PRK(光學 角膜切開術)之角膜手術的人群。該族群也可爲具有特定 眼疾的人群或特定眼睛有光學缺陷的人。 該透鏡也可適合地提供光學能力。這可根據習知眼睛 對於光學矯正有特定需求的方法而進行。較佳爲該透鏡之 基本焦點的折射能力係低於或等於34屈光度,而額外焦 點的折射能力係介於2與6屈光度之間。建立透鏡的模型 以補償像差時會考慮到的光學系統一般包括平均角膜和該 透鏡,但在特定情況中該光學系統也可包括其他含眼鏡鏡 片在內的光學元件,或人工矯正透鏡,如隱形眼鏡、角膜 嵌體或可植入式矯正鏡片,端視個別情況而定。 在特佳的實施例中雙焦點人工晶體係針對將進行白內 障手術的人而設計。在此情況下顯示出由此族群獲得的平 均角膜係由符合下式之扁長表面加以表示: • + adr4 + aer6 1 + (cc + l)r2 *19- 1338166 斑一77? 9---------—— 年为9修(更)正赞丨:請 式中, 圓錐常數CC的値係介於-1和〇之間 R爲中心透鏡半徑,而 ad和ae爲圓錐常數以外的多項式係數。 在此硏究中該扁長表面的圓錐常數係介於4 mm孔徑 大小(瞳孔直徑)之約-〇. 〇 5,至7 m m孔徑大小之約-〇. 1 8 之間。根據此結果要設計的雙焦點人工晶體應具有符合該 式之扁長表面。因此適於根據平均角膜値降低白內障病患 之至少一焦點的球面像差而改善視覺品質之雙焦點人工晶 體將具有符合上述方程式的扁長表面。因爲該角膜通常會 對眼睛內的波前產生正的球面像差,所以要植入眼睛的雙 焦點透鏡將具有負的球面像差同時符合上述的扁長輪廓。 · 已發現可矯正1 00%平均球面像差之人工晶體具有數値小 於0的圓錐係數(表示經改良的圓錐表面),此在說明書的 實施部分將詳加討論。舉例,6 mm孔徑將可提供圓錐常 數値約-1.02之20屈光度透鏡。 在此實施例中,設計雙焦點人工晶體以平衡角膜的球 面像差’其具有代表球面像差之波前像差的Zernike多項 式係數,在使用表1所示的多項式時,該波前像差的 Zernike多項式係數在3 mm開孔半徑時該波前像差的 Zernike 多項式係數的値在 0.000069 8 mm 至 0.00087 1 mm 的區間內,在2 mm開孔半徑時的値在0.0000161 mm至 0-00020 mm的區間內,在2.5 mm開孔半徑時的値在 0.0000465 mm 至 0.000419 mm 的區間內,在 3.5 mm 開孔 -20- 1338166 • —y ~ 年月日修(更)正替換頁 半徑時的値在0.0000868 mm至0.00163 mm的區間內。爲 具有兩個角膜折射率爲1.3 3 75之表面的角膜模型計算此 數値。可以使用角膜的光學等效模型格式而不會悖離本發 明的範圍。例如一或更多表面的角膜或具有不同折射率的 角膜皆可使用。在此各區間的下限値等於特定開孔半徑減 去一個標準偏差的測量平均値。上限値等於各特定開孔半 徑加上三個標準偏差的測量平均値。選用僅減去一個SD( =標準偏差),同時選用加上三個SD的理由係在本實施 例便利的是僅補償正的角膜球面像差,而平均値中減去一 個以上的SD時將得到負的角膜球面像差。 根據本發明其中之一實施例,該方法進一步包含以下 的步驟:測量一特定病患的角膜之至少一波前像差項,以 及決定所選用對應於此病患的族群對此特定病患是否具有 代表性。若真爲此情況,植入所選用的透鏡,若並非此情 況,植入另一族群的透鏡,或使用此病患的角膜類型充當 設計角膜以設計單獨針對此病患之透鏡。此方法步驟爲較 佳者,因爲果真如此角膜有極大像差値的病患將可獲得特 別的處理。 根據另一實施例,本發明係關於雙焦點人工晶體之選 用,該雙焦點人工晶體的折射能力由許多具有相同能力但 不同像差的透鏡獲得,適用於病患所需的光學矯正。選用 方法同樣地進行至已說明的設計方法,並涉及至少一角膜 表面利用該角膜表面的像差計算時所用的數學模型特徵化 。接著評估所選用的透鏡和角膜模型之光學系統,藉由計 -21 - 1338166 犟32¾修⑵ 算由此系統抵達的波前像差以檢討至少一焦點是否已達到 充分的像差降低。若發現有充分的矯正就選用新透鏡,該 透鏡具有相同的能力,但不同的像差。本文中使用的數學 模型與上述者相似,並可使用該角膜表面之同一特徵化方 法。 由此選用決定的像差較佳表示爲Zernike多項式的線 性組合,並計算含模型角膜和所選透鏡的最後光學系統之 Zernike係數。由該系統的係數値可以該光學系統之 Zernike係數說明,判定該雙焦點透鏡是否已充分地平衡 至少一焦點的角膜像差項。若發現所需的個別係數並未充 分降低,可藉由選用新的具有相同能力但不同像差的透鏡 而迭代地重複進行此步驟,直到發現可充分降低至少一焦 點的像差之透鏡爲止。較佳爲判定至少15個高達4階的 Zernike多項式。若認爲已足以矯正球面像,僅矯正用於 角膜和雙焦點人工晶體的光學系統之Zernike多項式的球 面像差項。要瞭解必須選用雙焦點人工晶體使得就含透鏡 和角膜的光學系統之至少一焦點而言,此等項次之選擇足 夠小。根據本發明,可實質上刪除或使該至少一焦點的第 11項Zernike係數,an,趨近於零。這是要獲得雙焦點 人工晶體的先決條件,該雙焦點透鏡可降低眼睛對於至少 一焦點的球面像差。本發明的方法可以同樣的方法考慮其 他Zernike係數,以矯正球面像差以外之類型的像差,例 如散光 '慧差和更高階的像差。更高階的像差也可仰賴將 許多Zernike多項式選爲模型的—部分而得矯正,該例中 -22- I— — -. _ .... ..- ......... — I—wnrrtt--------------1 年月曰修(更)正替換頁 可選用可矯正比第4階更高階像差的透鏡。 根據一重要態樣,選用方法涉及從具有某範圍能力的 透鏡,和許多具有不同像差而遠距焦點和近距焦點皆介於 各能力組合範圍內的透鏡之透鏡套組當中選擇透鏡。有一 實施例中介於各能力組合範圍內的透鏡含有具不同非球面 組件的前方表面。若以適合的Zernike係數表示,第一個 透鏡對於至少一焦點不具充分降低的像差,則選用新的具 有相同能力組合但不同表面(非球面像差)的透鏡。必要時 選用方法可迭代地重複進行直到發現最佳的透鏡或對於至 少一焦點而言,所硏究的像差項降至顯著的邊界値以下爲 止。事實上,由角膜檢查獲得的Zernike項將由眼部外科 醫師以該套組的透鏡與習知的Zernike式相比的算法直接 獲得。由此比較,將可發現並植入套組中最適合的透鏡。 或者,該方法可在白內障手術之前進行並將角膜評估的資 料傳送至透鏡製造廠以製造個別量身訂做的透鏡。 本發明進•一步關於具有至少一非球面之雙焦點人工晶 體’其至少一焦點可將通過眼睛角膜的波前轉換爲實質上 呈球面的波前,而其中心位在眼睛的視網膜上。相對於高 達第4階之旋轉對稱的Zernike項所表示的像差,該波前 較佳爲實質上呈球面。 根據特佳的實施例,本發明係關於雙焦點人工晶體’ 用標準化格式表示成Zernike多項式的線性組合,其具有 Zernike係數ail可平衡角膜之正的相對應項之負的第4 階第Π項時,在植入之後,該雙焦點人工晶體之至少一 -23- 1338166 f]
'W 年 表面必需能使眼睛之至少一焦點獲得充分降低的球面像差 。在本實施例之一態樣中,決定該雙焦點透鏡的Zernike 係數au以補償數個角膜的Zernike係數ail經適當次數評 估之後所得到的平均値。另一態樣中,決定Zernike係數 an以補償一病患之個別角膜的係數。因此雙焦點透鏡可 針對個體量身訂做而具有高精確度。 本發明進一步關於供給病患雙焦點人工晶體之另一方 法,至少部分地補償至少一焦點的眼睛像差。本方法包含 自眼睛移除本來的透鏡。以手術移除受損的透鏡可利用習 知晶體乳化術來進行。該方法進一步包含利用波前感應器 測量不含此透鏡之無晶狀體眼的像差。波前測量之適合方 法可見於Liang等人在J.Opt.Soc.Am·,1994年,第11卷第 7冊,第19 49至195 7頁。再者,該方法包含由至少能部 分地補償至少一焦點所測得像差之透鏡套組選用,以及將 該眼睛植入眼內。該透鏡套組包含不同能力及不同像差的 透鏡,且可以早先說明的方法尋找最適合的透鏡。或者, 可根據無晶狀體眼的波前分析而設計出針對病患個別設計 的透鏡,以便進行後續植入。此方法係有利的,因爲不需 要進行角膜的形貌測量而‘能自動地將整個角膜,包括前表 面與後表面,列入考慮。 根據本發明之特定實施例,如前述部分之說明,經設 計以降低來自透鏡和角膜系統的焦點之波前的像差之非球 面多焦點透鏡可提供以分配各焦點的光線之方法,以達到 使透鏡之穿戴者得到較好的視覺機能之目的。例如,所欲 -24- 1338166' —'997""29 ί
年·月曰修(更)正替換I 爲瞳孔在最大直徑時能供應更大的光強度給非球面雙焦點 像差降低的IOL之遠距焦點。在實傺狀況中,這將能供給 個體在黑暗中對於遠距離的物體以較佳的視覺品質,使得 夜間開車更加簡單容易。有數個已知的技術能藉由降低繞 射圖案往透鏡周圍方向的步階高度以改善多焦點透鏡之光 線分配。美國專利案第4,8 81,805號建議各種利用不同階 梯深度以改變多焦點透鏡中各不同焦點的光線強度之方式‘ 。美國專利案第5,699,142號揭示包含具衰減帶之繞射圖 案的多焦點人工晶體,該衰減帶會使能量平衡由近距焦點 逐漸地移至遠距焦點。分析該衰減帶得知繞射圖案的階梯 具有往透鏡周圍方向逐漸地減小的深度。藉著使步階高度 (階梯深度)獲得適當的調整,將可獲得該雙焦點透鏡二焦 點間50-5 0%分配之所需偏差。 根據另一特定實施例,如本說明書前述部分槪述的, 本發明之非球面透鏡可提供降低至少一焦點之色像差 (chromatic aberration)的方法。國際專利申請案公開第 WO 02/08428 1號已說明能矯正色像差和其他由眼睛與扭 曲視覺的光學部分引發之像差的非球面單焦點透鏡,在此 倂入本文以供參考。內文中「色像差」表示眼睛的光學表 面還有透鏡本身所引進的單色像差(monochromatic aberration)和色像差二者。 一般多焦點人工晶體可爲折射型或繞射型,而繞射型 已經另外詳加說明。對於兩種多焦點IOL之選擇方案,色 像差較佳由建構爲具繞射表面圖案的繞射部分之表面提供 -25- 1338166 la 7.2 9 f
年月田修(£}土替齡Π _二.,,.._I 並有折射能力加至總透鏡能力。雨種選擇方案中,設計降 低色像差的表面以補償任何由透鏡的折射部分所引進的色 像差,並補償由該繞射表面圖案所引進的單色像差" 如W0 02/084281中所討論的,可設計透鏡以降低由 個別眼睛表面(亦即角膜)決定的色像差,或降低由相關個 體族群收焦到的平均色像差値(例如由選擇去進行白內障 手術的病患的角膜得到的平均値)。 在可矯正色像差和其他像差,如球面像差,之非球面 多焦點IOL設計方法中,可能也需要補償其他的像差,如 繞射圖案所引進的球面像差,同時進行繞射圖案能力分配 之選擇性調整。 對於非球面補償像差項,如已設定有能提供使透鏡具 有多焦點之特徵的球面像差,的實施例,設計方法宜包括 以下的步驟: (i) 選擇眼睛模型,宜爲NaVarr〇( 1 98 5年)眼睛模型 ,其具有預定折射能力之多焦點眼用透鏡以及預定量的至 少一單色像差; (ii) 評估該眼睛模型在各種波長時的能力,以決定眼 睛模型的色像差; (iii) 評估能力如何隨著該眼睛模型之色像的理想補償 波長而變的矯正函數; (iv) 尋找能力如何隨波長而變的線性函數,宜逼近該 矯正函數; (v) 計算與此線性函數相對應的繞射輪廓之臨時帶寬 -26- 99 7 9 9 \ ¥月―曰修(更)正替換頁 ’又計算此繞射輪廓的繞射能力; (vi) 將透鏡的折射能力減去經計算該繞射輪廓所需能 力的量; (vii) 評估步驟iii)的新矯正函數,尋找步驟iv)的新 線性函數並計算與此新線性函數相對應之新繞射輪廓的新 臨時帶寬及新繞射能力; (viii) 調整該透鏡的折射能力使總能力等於預定 的能力; 重複進行步驟Vi)至viii)直到發現混合眼用透鏡的折 射和繞射部分之適當結合爲止,該二者能供給眼睛模型以 預定的能力及色像差之適當降低。 該設計方法中最好使繞射雙焦點透鏡以下列的方法平 衡近距焦點和遠距焦點之間的色像差,使Navarro眼睛模 型所成透鏡得到50周期/毫米時的多色調變轉換函數,其 由一組接近相同値的眼睛模型(亦可見以下實施例4)得到 。對於利用繞射非球面多焦點IOL的實施例,矯正色像差 的繞射表面圖案將係由許多環所組成的第二繞射圖案。例 如,總共20D能力中有2D能力來自第二繞射圖案的透鏡 ,第一個區帶有1.5 mm的半徑寬。本例子中,將第二繞 射表面圖案係位於疊在球形表面上的透鏡之前側。然後第 —繞射圖案較佳爲設置於透鏡之後側。又對於折射雙焦點 透鏡而言,近距焦點和遠距焦點的色像差(稍微)不同,表 示近距焦點和遠距焦.點的性能可使用優化函數(merit function)加以平衡,該優化函數在50周期/毫米時的調變 -27- 1338166 y9 799------------------------;
年’ f S修(更):½¾頁I i -— 丨|| ^ 轉換函數爲一例子。 另一特定實施例中,建立多焦點透鏡的模型以降低含 透鏡和模型角膜之光學系統之至少一焦點的像差而不需考 慮波前通過該系統時角膜會提供像差。此類透鏡將適於含 有會產生少許像差的角膜之個體或沒有任何角膜像差資料 的輔助的時候。此等透鏡將設計而具有非球面,分析表面 設計以降低通過該透鏡而由該透鏡本身產生的波前中的像 差。通常該像差涉及球面像差。此類焦點透鏡的適當實施 例爲可產生多重焦點的透鏡表面上有繞射圖案的繞射型, 更佳爲能使分配至其遠距焦點的光線比分配至其近距焦點 的光線更多的雙焦點透鏡。可視情況需要以上述的方法提 ’ 供以產生所需的光線分布,並以第二繞射圖案提供以補償 · 眼睛的色像差。 根據本發明的透鏡可利用習知方法製造而成。有一實 施例中該透鏡係由軟質的、有彈性的材料,如聚矽氧烷或 水凝膠,製成。美國專利案第5,444,1 06號或美國專利案 第5,236,970號中有發現此類適於摺疊人工晶體的實施例 。製造非球面聚矽氧烷透鏡或其他可摺疊的透鏡可根據美 國專利案第6,007,747號進行。或者,根據本發明的透鏡 可由更硬的材料,如聚甲基丙烯酸(甲)酯,製造。熟於此 藝之士可輕易地分辨替換材料及製造方法,適合用以製造 本發明的降低像差之透鏡。 如以下實施例所示,在調變轉換函數特性方面,根據 本發明之雙焦點人工晶體(BRAIOL)比習知BIOL更加優越 -28- - ......... ..... — — _ 「qq--------------———-—】 年月β修(更.)正替換頁 ...... 。更明確地說已發現設計使該二焦點之間的光線分布爲 50 : 50%時,BRAIOL在每毫米50周期的空間頻率時對二 焦點有至少0.2的調變。測量利用5 mm孔徑在平均眼睛 模型中進行。令人驚評的是進一步發現以上述指定的模型 進行測量時,該二或更多焦點在50周期/毫米時之總調變 大於0.40,有時候甚至大於0.50,與光線分配無關。在 50周期/毫米時的總調變與光線分配無關的事實用於說明 光線分配有1 00 : 0%之極限値的情形,也就相當於單焦點 透鏡。設計、製造並'測量習知透鏡和矯正球面像差的透鏡 。在此情況中,習知透鏡在50周期/毫米時有0.21之調 變,同時球面像差的最佳化設計顯示調變爲0.6,相當於 所設計的雙焦點透鏡之總調變。 再者,評估實驗發現雙焦點透鏡之2焦點的波前與某 些Zernike項無關,但有些Zernike項合在一起或對2焦 點而言相等。此差異絕大部分都在於「散焦」項,該項表 示焦點之間有4屈光度的差異。在設計方法中發現該波前 的球面像差部分該2波前並無極大不同。這對於其他像差 '遠離散焦、傾斜及活塞項而言也是一樣。因此本發明可 提供基本上對於所有焦點而言相同程度之降低像差的透鏡 實施例 槪要: 矯正角膜球面像差(BRAIOL)的雙焦點人工晶體可根 -29- 1338166
—|Γ㉟ 據習知雙焦點透鏡(BIOL)而建立模型,在本例子中 Pharmacia公司,雙焦點811E型係由聚(甲基丙烯酸甲酯) 材料製造的繞射透鏡設計。此透鏡對閱讀的外加能力爲+4 屈光度,對應閱讀眼鏡3屈光度。此實施例中,該設計適 用於聚矽氧烷材料。結果,繞射表面輪廓的步階高度會隨 著此2材料之降低的折射率的比率而增加。 該透鏡光學裝置爲雙凸透鏡和繞射透鏡的組合。繞射 表面輪廓疊在該光學裝置的球形後表面上。繞射表面輪廓 可利用習知弛度方程式(sag equation)加以說明。文獻中有 說明該表面輪廓方程式的實施例。例如,Cohen( 1 993, ’Diffractive bifocal lens design’,Optom Vis Sci 70(6): 46 1:8)利用此方程式說明繞射輪廓:
Sd(r) = h*{N-r2/w2} 式中 r係與光軸的距離 h係最大輪廓高度(步階高度) N係區帶數目 w係第一區帶的寬度 其他的方程式也有可能。繞射輪廓的類型與加工原理 並無相關。將繞射輪廓叠在正常的球形表面上,使總弛度 方程式變成 -30- 1338166 一 U2!修(更)正替顔 S(r) = Ss(r) + Sd(r) 式中爲球形雙凸透鏡的弛度方程式:
Ss(& cv^r l + yl — cv cv = 1/R透鏡光學裝置的曲率 R爲該透鏡光學裝置的曲率半徑 繞射雙焦點透鏡的曲率半徑等於具有相同能力之單焦 點透鏡的曲率半徑。 整個實施例中將該二焦點之間的光線分配選定爲50% :5 0%,近距視力的外加能力目標爲+4D。其他的光線分 配也可選定而不需改變該方法的作業的原理。事實上,市 面上光線分配介於7 0 % : 3 0 %至3 0 % : 7 0 %之間,而外加 近距視力介於3與4屈光度之間。但是在此範圍之外,本 方法應該也可應用。 整個實施例中,以選定的族群進行角膜特徵化所得的 資料用於計算最後的角膜像差。利用角膜形貌學測量71 個白內障病患族群的前方角膜表面形狀。波前像差也同樣 以Zernike多項式加以說明。 專利申請案第WO 01/89424號A1中的實施例4有說 明此方法。 利用參考波長 5 50奈米(λ = 5 5 0ηιη)以波長(λ)表示
Zernike多項式各項 -31 - Ι35δ1"6ύ
本實施例的目標在於以雙焦點IOL矯正角膜球面像差 。爲了評估設計,開發出理論的設計角膜,相似於專利申 請案W0 01/89424的實施例4中說明的。在建立單焦點 IOL的例子中設計角膜可爲1-表面模型,其中該角膜的折 射率爲角膜散光率1.3 3 75。繞射透鏡必須使用透鏡後(繞 射)表面周圍實際的活體折射率。因此,開發出2-表面模 型,具有如1-表面模型之相同的軸上像差。 以對稱的Zernike係數來評估基本能力(遠距視覺)爲 20屈光度之IOL的原型設計的理論性能。具有此能力的 IOL接近適合大部分白內障病患者。一般而言’ IOL能力 介於4至34屈光度,有時候擴及-10至+40屈光度’偶而 也會製造超出此範圍。 實施例1 於一實施例中,透鏡爲雙凸透鏡,前方表面和後方表 面的曲率半徑皆爲12_15 mm且中心厚度爲1.1 mm。前方 表面係經非球面化。在迭代過程中’使設計角膜和雙焦點 IOL的光學系統之像差最佳化以降低遠距聚焦位置的波前 像差,在本實施例中Zernike項Ζιι表示球面像差。在此 過程中,以前方透鏡表面的非球面性作爲設計參數。以圓 錐常數說明前方表面的非球面性。前方表面的弛度方程式 爲: n,、 cv*r2 S(r) =-, - ~ ~ ~ \+-yJl~cv2(cc + Y)r2 -32- 1338 6— ............................... ...... ) 年启日修(更)正替換κ 式中CC爲圓錐常數 使用市面上可購得的光學設計軟體,可使變數CC最 佳化俾將遠距焦點的Zernike項Z! i降至最低。決定孔徑 大小爲5. 1 mm的變數cc。以系統(角膜+透鏡)的球面像差 接近於〇的方式改善BRAIOL的前方表面。最終圓錐常數 的値爲-29.32。表示習知眼睛模型中的i〇L的球面像差之 Zn係數爲3·8λ,而含經設計的BRAIOL的眼睛模型之同 一係數爲〇·〇1λ,表示球面像差減少3 80倍。其他透鏡能 力同樣可依上述之相同方法進行。 實施例2 另一實施例中,透鏡爲雙凸透鏡,前方表面和後方表 面的曲率半徑皆爲12.15 mm且中心厚度爲1.1 mm。繞射 的前方表面係經非球面化。在迭代過程中,使設計角膜和 雙焦點IOL的光學系統之像差最佳化以降低波前像差,在 本實施例中Zernike項表示球面像差’對稱的更高階 項Z22和Z37也一樣。在此過程中’以後方透鏡表面的非 球面性作爲設計參數。以圓錐常數和2更筒階項說明後方 表面的非球面性。總弛度方程式爲: S(r) =- cv r -丄+ae*r6 +Sd(r) l + ^jl-cv2(cc + l)r2 式中cc爲圓錐常數 -33- 1338166
可使變數cc、 Z22和Z37降至 以系統(角膜+透 〇的方式改善 2所示的後方表 ad爲第4階非球面係數 ae爲第6階非球面係數 使用市面上可購得的光學設計軟體, a d和a、最佳化俾同時將z e r n i k e項Z 11、 最低。決定孔徑大小爲5 .1 mm的變數。 鏡)的球面像差和該2更高階項接近於 BRAIOL的後方表面。由此最佳化得到表 面非球面^係數。: 表2 非球面係數 値 Cc -2.53 Ad 9.4e-4 Ae -5 · 1 e - 6 c=ad=ae=0)與新 ,並表示於表3 該光學結果可表示爲習知BIOL(用 設計的BRAIOL之間的Zernike係數降 中: 表3
Zernike 係數 習知B I 〇 L BRAIOL z 1 1 3_8λ 0.0 1 λ Z22 0. Π λ -0·003λ Z3 7 -0.07λ -0·07λ -34- 1338166 —^ ,^29 年月曰修(更)正替换頁 表3顯示係數ZM和Z22表現出最大的像差降低 Z37係數並無明顯降低。任何其他透鏡同樣可依上述 同方法進行。 實施例3 :二者 另一實施例中,透鏡爲雙凸透鏡,前方表面和後 面的曲率半徑皆爲12.15 mm且中心厚度爲1.1 mm。 射輪廓位於後方表面上並使前方表面非球面化。在迭 程中,使設計角膜和雙焦點IOL的光學系統之像差最 以降低波前像差,在本實施例中Zernike項Zu表示 像差,對稱的更高階項Z22和Z37也一樣。在此過程 以前方透鏡表面的非球面性作爲設計參數。以圓錐常 2更高階項說明前方表面的非球面性。前方表面的弛 程式爲: S(r) =-. +ad*rA +ae*r6 \ + y]l - cv2 (cc + l)r2 式中: cc爲圓錐常數 ad爲第4階非球面係數 ae爲第6階非球面係數 使用市面上可購得的光學設計軟體,可使變數 ad和a最佳化俾同時將Zernike項Z! 1、 Z22和Z37 最低。再者’在本實施例中,在最佳化時已將遠距和 ,而 之相 方表 使繞 代過 佳化 球面 中, 數和 度方 CC ' 降至 近距 -35- 1338166 —99ΓΤ"Τ9—*----一 牟·月曰修(更)正替換買 焦點的Zernike項列入考慮。以此方式使遠距和近距焦點 同時最佳化。再加入額外的標準權重因子,以確使最低階 項降得最多。Zh、 Z22和Z37的權重因子分別地爲1、 0.1和0.01。決定孔徑大小爲5.1 mm的變數。以系統(角 膜+透鏡)的球面像差和該2更高階項接近於〇的方式改善 BRAIOL的後方表面。由此最佳化得到表4所示的後方表 面非球面係數。 表4 非球面係數 値 CC -1.02 ad -4.9 e -4 ae -4.9 e - 5 該光學結果可表示爲習知BIOL(用cc = ad = ae = 0)與新 設計的BRAIOL之間的Zernike係數降低。因爲距近和近 距都已列入考慮,所以將遠距和近距Zernike係數的向量 總和表示於表5中: -36- 1338166
表5
Zernike 係數 習知BIOL BRAIOL Z,, 5.3λ 0.08λ Z22 0.1 5λ 0.43λ Z3 7 0.08λ 0.08λ 表5顯示係數ZM表現出大的像差降低,而:Z22和z37 係數並無明顯降低,這表示Z! !降至最低時會犧牲Z22, 而Z37已達可能的低値。 使用5 mm孔徑(第1圖),藉由計算眼睛模型的調變 轉換函數進一步將光學性質特徵化。 此計算結果顯示,與習知BIOL相比時,BRAIOL的 調變轉換函數增加至少2倍。製造此設計的原型透鏡並同 樣以眼睛模型測量調變轉換函數。建構肉眼模型使具有與 7 1個白內障病患爲基礎的設計模型相同之波前像差。以 每毫米25、50、100周期的空間頻率聚焦而決定焦點。第 2圖顯示結果。結果爲8個BRIOL透鏡和10個習知BIOL 透鏡,每個透鏡有3次量測之平均。由第2圖確認利用 BRAIOL可達到的光學品質收益。 本實施例清楚地顯示BAIOL設計原理可成功地運用 於雙焦點(或單焦點)透鏡。有三個方法可使用:一設計爲 前方透鏡形狀配合遠距焦點Zernike係數Zu而最佳化, 結合繞射的後方表面。或者使Zernike係數Zn、Z22和 -37- 1338166 z37的波前像差最佳化而產生新的後方透鏡形狀。最後, 配合遠距焦點以及近距焦點之Zernike係數ZM、Z22和 Z37而最佳化以產生新的前方透鏡形狀。由MTF來看,此 3類透鏡的性能顯示基本上爲相當。也證明藉由原型透鏡 之量測可確認由理論計算的光學性能改善。 與BIOL(模型81 1E)相比時,BRAIOL的改善係顯著 的。然而,瞳孔(大於3 mm)越大,改善越多。 爲新的BRAIOL設計而選用的光學形式爲折射率 1.458之聚矽氧烷製成的等凸透鏡。¥均角膜的球面像差 以能產生無球面像差的系統之BRAIOL透鏡加以平衡。改 良透鏡的前表面使設計孔徑內所有的軸上射線的光徑長度 都相同而產生焦點。此特徵可利用許多透鏡形式達到。因 此BRAIOL透鏡可以凸-平透鏡、平-凸透鏡、非等凸透鏡 或其他會產生正透鏡之設計加以設計而成。BRAI0L槪念 也可延伸以包含用以矯正眼睛有屈光偏差的負透鏡。也可 改良前表面或後表面以產生中和球面像差所需的光學距徑 差異變化。因此有許多可能的設計能達到BRAIOL透鏡設 計的目標。 實施例4 多焦點非球面人工晶體的色矯正 以繞射透鏡進行色像差矯正。繞射多焦點透鏡的表面 有繞射輪廓。對雙焦點繞射透鏡而言’此繞射輪廓僅對其 中之一焦點有作用’通常爲近距焦點。這表示對近距焦點 -38- 1338166 7. 2 9 年月日修(更)正替換頁 而言,儘管這不是原先想要的,但色像差已達某程度的降 低。以繞射透鏡進行色矯正對二焦點的影響(幾乎)達等量 。因爲對於雙焦點繞射透鏡而言,二焦點的色像差量不相 同,所以必需平衡二焦點之間的色像差量。 透鏡之說明: 透鏡實例係由聚矽氧烷材料製成。其形狀爲等凸透鏡 。透鏡的前方表面包含非球面折射透鏡,繞射輪廓就疊在 上面。繞射輪廓具有2.0屈光度之透鏡能力,而非球面折 射透鏡具有18.0D的透鏡能力。總共產生的透鏡能力爲 20屈光度。繞射輪廓的第一區帶寬度(直徑)爲1.5 mm, 要塡滿整個6.0 mm的IOL光學辱置需要16個環。在該 透鏡的周圍,繞射環彼此之間分開94微米。後方表面包 括會使近距焦點產生4屈光度外加能力的正常繞射輪廓。 所使用的眼睛尺寸、折射率和視覺媒介的分散如 Navarro( 1 9 85年)所述者。此眼睛模型包括非球面角膜。 該眼睛模型和透鏡的表面資料列於表6中。該設計而成的 透鏡端視所選用的眼睛模型而定。必須要注意可使用其他 由病患之實際生理數據製成的眼睛模型。 1338166 表面 半徑 厚度 孔徑半徑 媒介 註釋 OBJ 1 .00E + 20 1.00E+14 空氣 1 7.72 0.55 2.55 角膜 非球形 2 6.5 3.05 2.50 水樣液 AST 2.25 水樣液 4 0.9 2.2 5 水樣液 5 13.511 1 2.18 聚矽氧院 繞射非球形 6 -13.511 18.30 2.0 8 玻璃狀液 繞射 IMS -12 0 1 -- 視網膜
H21修(更)正替换買I 圓錐和多項式非球面數據 表面 圓錐常數 AD AE 1 -0.260000 5 -1.01 8066 -0.000509 -4.0423e-06 繞射表面數據(對稱繞射表面) 表面 繞射 設計λ Ki η o fo rm Kinoform DFO DF1 等級 建構等級 區帶深度 5 1 0.5 5 0 μ m 1 0.004561 •- -0.001 -40- 1338166 牛月曰修使)正替換頁丨 表6 透鏡的表現 使用涵蓋390至760 nm (10 nm步階)可見光光譜的 3 8種個別的波長以評估包括折射/繞射IOL的眼睛模型。 在此焦點定義爲多色MTF(調變轉換函數)在50周期/毫米 時有最大値的點。以所用之所有波長的MTF結果之加權 平均決定多色MTF。由明視光線條件下的眼睛之標準照 度決定波長的權重,表示不視網膜對於不同波長的相對靈 敏度。不同波長的實際後焦距(ABFL)値表示在對焦時出 現色像差並以縱軸色像差的量定量。計算以3.0 mm孔徑( 瞳孔)進行。第3圖顯示焦點變化與波長的關係。對遠距 視覺和近距視覺而言,該2圖形係由.4屈光度外加繞射能 力所結合。特別是波長高於5 5 0 n m,本設計實施例顯示 遠距焦點和近距焦點的像差之間有良好的平衡。 表7和第4A及4B圖顯示球面透鏡繞射雙焦點透鏡 、具有非球面後方表面之繞射雙焦點透鏡以及具有非球面 前方表面,又在前方表面上以2.0D單焦點繞射圖案矯正 色像差之繞射雙焦點透鏡以每毫米50周期時的調變。該 色矯正主要會影響遠距焦點,因爲近距焦點已經(部分)爲 繞射雙焦點表面所矯正。 -41 - 1338166 qq 7 9 Q 4 V日修(更)正髓: 單色 多色 5 0 c/m m時的 MTF 5 0c/mm時的 MTF 遠距 近距 極限 遠距 近距 極限 球面 0.33 0.30 0.8 3 0.23 0.28 0.83 非球面 0.34 0.34 0.83 0.2 3 0.3 1 0.83 非球面, 經色矯正 0.33 0.34 0.8 3 0.29 0.3 1 0.8 3 表7 以上已說明許多實施例。然而,顯然可見設計可加以 變化而不會偏離本發明提供矯正眼睛系統之多焦點之眼用 透鏡之構想。 因此本發明不應視爲受限於以上所揭示的實施例,而 可在後續申請專利範圍之內加以變化。例如,可設計 BI0L以補償非對稱Zernike項。這必需使表面成爲旋轉 非對稱性,屬於此技藝製造技術現況的範圍內,由現在市 面上的圓柱體透鏡可加以證實。 【圖式簡單說明】 第1圖顯示根據本發明之雙焦點人工晶體及習知的雙 焦透鏡。 第2圖顯示由根據本發明之雙焦點人工晶體及習知的 -42- 1338166
TO~7~7TJ --— ‘月曰修(更)正替換1 雙焦透鏡測量得到的調變轉換函 第3圖顯示以近焦點和遠焦 像差。 第4A和4B圖顯示根據本 工晶體及根據習知雙焦點人工晶 之波長函數表示縱向色 明二實施例之雙焦點人 的調變轉換函數。 -43-

Claims (1)

  1. I338166 附件3A :第092133613號申請專利範圍修正本 民國9 9年12月15-0··修ΪΓ 手月日修(更)正替.
    拾、申請專利範圍 1 . 一種繞射型多焦點眼用透鏡之設計方法,該繞射型 多焦點眼用透鏡含有一基本焦點和至少一額外焦點且在植 入之後可對至少一個該焦點降低眼睛的像差,該方法包含 以下的步驟: (i) 將至少一角膜表面予以特徵化爲數學模式: (ii) 使用該數學模計算該角膜表面產生的像差; (iii) 建立具有非球面之該繞射型多焦點眼用透鏡的 模型使由包含該透鏡和該至少—角膜表面之光學系統抵達 的波前獲得至少一焦點的降低色像差與降低單色像差。 2. 如申請專利範圍第1項之方法,其中該眼用透鏡爲 多焦點之人工晶體(intraocular lens )。 3. 如申請專利範圍第1項之方法,其包含以通過該角 膜的波前決定該角膜表面最後得到的像差。 4. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法,其中 該角膜表面以旋轉的圓錐體予以特徵化。 5 .如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法,其中 該角膜表面以多項式予以特徵化。 6. 如申請專利範圍第5項之方法’其中該角膜表面以 多項式的線性組合予以特徵化。 7. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法,其中 該光學系統進一步包含光學矯正所需的補充裝置’如眼鏡 Γ338166 絍12.10
    或眼用矯正透鏡。 8 .如申請專利範圍第1至3 由角膜折射能力和眼睛軸向長度 點人工晶體所需的光學能力。 9.如申請專利範圔第1至3 該繞射型多焦點人工晶體係藉由 非球面組件而建立模型。 I 〇 .如申請專利範圍第1至 包括藉由形貌測量使個體的前角 膜像差表示爲多項式之組合。 II .如申請專利範圍第1至 包括藉由形貌測量使個體前及後 角膜像差表示爲多項式之組合。 12.如申請專利範圍第1至 包括將選用族群的角膜表面特徵 膜像差表示爲多項式之組合。 1 3 .如申請專利範圍第1至 進一步包含以下的步驟: (vii)計算由含該建立模型 系統產生的像差; (iix)決定該建立模型的人 低的像差;並視情況需要重新建 到充分降低爲止。 1 4 ·如申請專利範圍第1 3項 項中任一項之方法,其中 的評估可擇定繞射型多焦 項中任一項之方法,其中 選擇前方表面所需的適當 3項中任一項之方法,其 膜表面特徵化,並將該角 3項中任一項之方法,其 角膜表面特徵化,並將總 3項中任一項之方法,其 化,並將該族群之平均角 3項中任一項之方法,其 的人工晶體和角膜之光學 工晶體是否已提供充分降 立人工晶體的模型直到得 之方法,其中該像差係表 1338166
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    示爲多項式之線性組合。 15.如申請專利範圍第13項之方法,其中重新建立模 型包括改善前方表面形狀和中心半徑、後方表面形狀和中 心半徑、透鏡的厚度,以及透鏡的折射率其中之一或多項 16. 如申請專利範圍第14項之方法,其中重新建立模 型包括改善透鏡之前方表面。 17. 如申請專利範圍第14項之方法,其中該多項式爲 Seidel 或 Zernike 多項式。 18. 如申請專利範圍第17項之方法,其包含建立透鏡 的模型,以致含該人工晶體及角膜的模型之系統能使已通 過該系統之波前中以Seidel或Zernike多項式表示之球面 項降低。 1 9 .如申請專利範圍第1 7項之方法,其包含以下的步 驟: 將角膜像差表示爲Zernike多項式之線性組合; 決定角膜的波前Zernike係數; 建立多焦點人工晶體的模型’使含該模型透鏡和角膜 的光學系統能在至少—焦點處提供具有充分降低之 Zernike係數的波前。 20.如申請專利範圍第19項之方法’其進一步包含以 下的步驟: 計算由含建立模型之多焦點人工晶體和角膜的光學系 統產生之波前的Zernike係數; -3- 1338166 「'99. ΈΓΠΓ ·*!:
    決定該人工晶體是否已提供充分降低的Zernike係數 :並視情況需要重新建立該人工晶體的模型直到該係數得 到充分降低爲止。 21. 如申請專利範圍第20項之方法,其包含充分地降 低球面像差的Zernike係數。 22. 如申請專利範圍第19項之方法,其包含充分地降 低第4階以上的像差之Zernike係數。 23. 如申請專利範圍第19項之方法,其包含充分地降 低來自含角膜和該建立模型的人工晶體之光學系統的波前 之第1 1 Zernike係數,以得到充分地沒有球面像差的眼睛 24.如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法,其 中使焦點之一者像差降低達到最佳化。 2 5.如申請專利範圍第24項之方法,其中使該基本焦 點之像差降低達到最佳化。 26. 如申請專利範圍第24項之方法,其中使該至少一 額外焦點之一的像差降低達到最佳化。 27. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之方法,其 中同時使基本焦點和至少一額外焦點之像差降低達到最佳 化。 28. 如申請專利範圍第第1至3項中任一項之方法, 其中在該透鏡的前方及/或後方表面上形成繞射圖案。 29. 如申請專利範圍第28項之方法,其中在建立模型 以降低光學系統之像差的透鏡表面上形成繞射圖案。 -4- 1338166 -
    30.如申請專利範圍第28項之方法,其中 表面上形成繞射圖案,並在透鏡之另一表面建 低光學系統之像差。 3 1 ·如申請專利範圍第1至3項中任一項 中建立該繞射型多焦點透鏡的模型包含建立眼 鏡的模型。 3 2 .如申請專利範圍第1至3項中任一項 中建立該多焦點透鏡的模型以提供對所有焦點 經降低的像差之人工晶體》 3 3 .如申請專利範圍第1至3項中任一項 中在使用5 mm孔徑之平均/個別眼睛模型中進 在每毫米50周期的空間頻率時該二或更多焦 大於0.40 。 3 4.如申請專利範圍第33項之方法,其中 焦點之總調變大於0.50。 35.如申請專利範圍第33項之方法,其中 點人工晶體的模型包含建立該二焦點之間的 5 0- 5 0%,且每個焦點的調變爲至少0.2之眼內 〇 3 6 . —種繞射型多焦點人工晶體的選擇方 該繞射型多焦點人工晶體之後可降低眼睛至少 差,該方法包含以下的步驟: (i)將至少一角膜表面予以特徵化爲數學彳 (Π)使用該數學模式計算該角膜表面產生 在透鏡之一 立模型以降 之方法,其 內雙焦點透 之方法,其 實質上相同 之方法,其 行量測時| 點之總調變 該二或更多 建立該多焦 光線分配爲 雙焦點透鏡 法,在植入 一焦點的像 莫式; 的像差; -5- 1338166
    (iii) 由多數具有相同能力組態但不 中選用具有非球面及適當光學能力組態的 工晶體; (iv) 測定含該選用的透鏡和角膜模 否能充分地降低眼睛的色像差與單色像差 37.如申請專利範圍第36項之方法, 膜表面在已通過該角膜的波前所產生之像 3 8 ·如申請專利範圍第3 6項之方法, 下的步驟: (v) 計算由含該選用透鏡和角膜模型 之波前的像差; (iv)測定該選用的繞射型多焦點人 對至少一焦點供給由該光學系統抵達的波 像差;並視情況需要選用至少一具有相同 鏡以重複進行步驟(iii)和(iv),直到發現 差與單色像差的透鏡爲止。 3 9 .如申請專利範圍第3 6至3 8項中 其中該角膜表面以旋轉的圓錐體予以特徵 40.如申請專利範圍第36至38項中 其中該角膜表面以多項式予以特徵化。 4 1 .如申請專利範圍第3 6至3 8項中 其中該角膜表面以多項式的線性組合予以 42.如申請專利範圍第36至38項中 其中該光學系統進一步包含光學橋正所需 同像差之透鏡當 繞射型多焦點人 型之光學系統是 〇 其包含測定該角 差。 其進一步包含以 之光學系統抵達 工晶體是否已針 前以充分降低的 光學能力的新透 可充分降低色像 任一項之方法’ 化。 任一項之方法, 任一項之方法, 特徵化。 任一項之方法, 的補充裝置,如 -6 -
    R修(更)正替沒貝 眼鏡或眼用矯正透鏡。 4 3 .如申請專利範圍第36 其中由角膜折射能力和眼睛軸 焦點人工晶體所需的透鏡光學 44.如申請專利範圍第41 選用的繞射型多焦點人工晶體 點的波前之實質降低之像差, 示。 4 5 .如申請專利範圍第36 其包括藉由形貌測量使個體的 角膜像差表示爲多項式之組合 46.如申請專利範圍第36 其包括藉由形貌測量使個體前 總角膜像差表示爲多項式之組 4 7 ·如申請專利範圍第3 6 其包括將選用族群的角膜表面 角膜像差表示爲多項式之組合 4 8 .如申請專利範圍第41 Seidel 或 Zernike 多項式。 4 9 .如申請專利範圍第4 8 驟: 至38項中任一項之方法, 向長度評估可選定繞射型多 能力。 項之方法,含該角膜模型和 之光學系統能供給至少一焦 其以該多項式之至少一者表 至3 8項中任一項之方法, 前角膜表面特徵化,並將該 〇 至3 8項中任一項之方法, 及後角膜表面特徵化,並將 合。 至3 8項中任一項之方法, 特徵化,並將該族群之平均 〇 項之方法,其中該多項式爲 項之方法,其包含以下的步 (i) 將角膜像差表示爲Z e r n i k e多項式之線性組合; (ii) 決定角膜的Zernike係數; (iii) 選用多焦點人工晶體’使含該晶體和角膜的光 1338166 - Γ ·—、防ΓΤΖΤΤΓ·
    學系統能提供至少一焦點處具有充分降低之Zernike係數 之波前。 50.如申請專利範圍第49項之方法,其進一步包含以 下的步驟: (iv) 計算由含建立模型之多焦點人工晶體和角膜的 光學系統產生之Zernike係數; (v) 決定該人工晶體是否已提供充分降低的Zernike 係數;並視情況需要選用新的透鏡直到該係數得到充分降 低爲止。 5 1 .如申請專利範圍第49項之方法,其包含決定 Zernike多項式達第4階。 52.如申請專利範圍第49項之方法,其包含充分地降 低球面像差的Zernike係數。 5 3.如申請專利範圍第49項之方法,其包含充分地降 低第4階以上之Zernike係數。 5 4.如申請專利範圍第49項之方法,其包含充分地降 低來自含模型角膜和該選用的人工晶體之光學系統的波前 之第11 Zernike係數,以獲致眼睛至少一焦點充分地免於 球面像差。 55. 如申請專利範圍第49項之方法,其包含選用人工 晶體的模型’以致含該人工晶體及角膜之光學系統能使已 通過該系統之波前中以Seidel或Zernike多項式表示之球 面項降低。 56. 如申請專利範圍第49項之方法,其中能達成更高 -8 - 133^166 *.............. ....... ..... ...... 一.·,Γία'ΤΤ'^Π Ί ‘月r修(更)正替換^ 像差項之降低。 5 7 .如申請專利範圍第3 6至3 8項中任一項之方法, 其中由含有具適當光學能力組態的透鏡(在各光學能力範 圍之內有多種不同像差的透鏡)之套組選用繞射型多焦點 人工晶體。 5 8.如申請專利範圍第57項之方法,其中該像差爲球 面像差。 5 9.如申請專利範圍第58項之方法,其中在各光學能 力範圍之內之該透鏡具有不同非球面組件之表面。 60.如申請專利範圍第59項之方法,其中該表面爲前 方表面。 6 1 ·如申請專利範圍第3 6至3 8項中任一項之方法, 其中使至少一焦點之像差降低達到最佳化。 62.如申請專利範圍第61項之方法,其中使基本焦點 之像差降低達到最佳化。 6 3.如申請專利範圍第61項之方法,其中使至少一額 外焦點之像差降低達到最佳化。 64.如申請專利範圍第36至38項中任一項之方法, 其中同時使基本焦點和至少一額外焦點之像差降低達到 佳化。 6 5.如申請專利範圍第36至38項中任一項之方法, 其中在該透鏡的前方及/或後方表面上形成繞射圖案。 6 6.如申請專利範圍第65項之方法,其中在建立模型 以降低光學系統之像差的透鏡表面上形成繞射圖案。 -9-
    67. 如申請專利範圍第65項之方法,其 表面上形成繞射圖案,並在透鏡之另一表面 低光學系統之像差。 68. 如申請專利範圍第36至38項中任 其中該繞射型多焦點人工晶體係雙焦點透鏡 69. 如申請專利範圍第36至38項中任 其中該多焦點人工晶體具有對所有焦點實質 的像差。 70. 如申請專利範圍第36至38項中任 其中在使用5 mm孔徑之平均/個別眼睛模型 ,在每毫米50周期的空間頻率時該二或更 變大於〇 . 4 0。 7 1 .如申請專利範圍第7 0項之方法,其 焦點之總調變大於0.50。 7 2.如申請專利範圍第70項之方法,其 二焦點之間的光線分配爲5 0-5 0°/。,且每個 至少0.2之雙焦點透鏡。 73 . —種適於植入眼睛的繞射型多焦點 計方法,其特徵爲以下的步驟: 選用代表性的病患族群; 收集該族群中每一個體的角膜形貌資料 針對預設孔徑大小將該資料轉換成表示 膜表面形狀的項; 計算該族群中至少一角膜形狀項的平均 中在透鏡之一 建立模型以降 一項之方法, 〇 一項之方法, 上相同經降低 一項之方法, 中進行量測時 多焦點之總調 中該二或更多 中該透鏡係該 焦點的調變爲 眼用透鏡之設 每一個體的角 値,以獲得至 -10- 1338166
    少一平均角膜表面形狀項,及; 由該至少一平均角膜表面形狀項設計可使至少一焦點 降低含角膜和透鏡的光學系統之該至少一平均波前像差項 之具有非球面的繞射型多焦點眼用透鏡,使得該透鏡可對 至少一焦點降低色像差與單色像差。 74.如申請專利範圍第73項之方法,其中進一步包含 以下的步驟: 由計算所得之至少一平均角膜表面形狀項設計該群人 所需的·平均角膜模型; 藉由測量行經該模型平均角膜和透鏡之波前的特定像 差項而檢查所設計的多焦點眼用透鏡是否正確地補償至少 一焦點之色像差與單色像差,若在測量的波前中該色像差 與單色像差並未充分地降低,則重新設計該多焦點透鏡。 7 5.如申請專利範圍第73項之方法,其中由預定半徑 之平均角膜表面形狀項計算要設計之透鏡所需的非球面說 明性常數。 76. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中選用特定年齡層的人以構成該人群。 77. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中選用將進行白內障手術的人以構成該人群。 78. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中設計專爲已進行角膜手術的病患所需的透鏡,因此選 用已進行手術的人以構成該人群。 79. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, -11 - B38 士 66·_____________ ___________________ __________- —-................. 1 ^ιητ~~------ί 手月曰修(更)正f i’_ 1瞧·" . i_ ! ,,^«,·<·,_ ,»«aJ 其中選用有特定眼疾的人以構成該人群。 8 0.如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中選用有特定眼睛光學缺陷的人以構成該人群。 8 1.如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中進一步包含以下的步驟: 測量一特定病患的角膜之色像差與單色像差; 決定所選用對應於此病患的族群對此特定病患是否具 有代表性,若爲此情況1植入由此平均値設計而成的多焦 點透鏡,若並非此情'況,植入由另一族群之平均値設計而 成的透鏡,或爲此病患設計個別之透鏡。 82. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中供給該多焦點透鏡至少一非球面,該至少一非球面會 降低至少一焦點之入射非球面波前之至少一正像差項。 83. 如申請專利範圍第82項之方法,其中該正像差項 係正球面像差項。 84. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中提供該多焦點透鏡至少一非球面,該至少一非球面會 降低表示至少一焦點之入射非球面波長的像差之Zernike 多項式之至少一項。 8 5.如申請專利範圍第84項之方法,其中提供該透鏡 至少一非球面,該至少一非球面會降低表示入射非球面波 前的球面像差之第Η標準化的Zernike項。 86.如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中設計多焦點透鏡以針對至少一焦點降低來自符合以下 -12- 1338166 月峨更)正替换: 方程式之平均角膜表面的波前之球面像差 + adr4 + aer6 (y〆 1+ 小 _ (i)2 (cc+ 式中,圓錐常數c c的値係介於-1和〇之間,R爲中心角 膜半徑,且ad和ae爲非球面常數。 8 7.如申請專利範圍第86項之方法,其中該圓錐常數 係於4 m m扎徑大小(瞳孔直徑)之約-〇 · 〇 5,至7 m m孔徑 大小之約-〇 . 1 8之間。 88. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中供給該多焦點透鏡以圓錐係數(cc)小於0之經改良旋 轉之圓錐體的圓錐體所說明的表面。 89. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中針對病患供給多焦點透鏡適合的能力組態。 90. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中設計多焦點透鏡以針對至少一焦點平衡角膜的球面像 差,其具有代表球面像差之波前像差的Zernike多項式係 數’在3 mm開孔半徑時該波前像差的Zernike多項式係 數的値在0.0000698 mm至0.000871 mm的區間內。 9 1·如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中設計多焦點透鏡以針對至少一焦點平衡角膜的球面像 差,其具有代表球面像差之波前像差的Zernike多項式係 數’在2 mm開孔半徑時該波前像差的Zernike多項式係 -13- 1338166 !年月r修(更)正勢.:涵'! i j 數的値在0.0000161 mm至〇·〇〇〇200 mm的區間內。 92. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中設計多焦點透鏡以針對至少一焦點平衡角膜的球面像 差’其具有代表球面像差之波前像差的Zernike多項式係 數,在· 2.5 mm開孔半徑時該波前像差的zernike多項式 係數的値在0.0000465 mm至0.000419 mm的區間內。 93. 如申請專利範圍第73至75項中任一項之方法, 其中設計多焦點透鏡以針對至少一焦點平衡角膜的球面像 差’其具有代表球面像差之波前像差的Zernike多項式係 數’在3.5 mm開孔半徑時該波前像差的zernike多項式 係數的値在0.0000868 mm至0.00163 mm的區間內。 9 4.—種繞射型多焦點之眼用透鏡,係根據申請專利 範圍第1或36或73項之方法所製得,該透鏡針對其至少 一焦點可將通過眼睛角膜的波前轉變爲實質上呈球面的波 前,該波前的中心在眼睛視網膜內。 9 5.—種適於與角膜植入眼睛之繞射型多焦點眼用透 鏡,此透鏡可以產生一基本焦點和至少一額外焦點,其特 徵爲該透鏡形狀爲非球形且經建構使含該多焦點透鏡和該 角膜的光學系統中至少一焦點的眼睛色像差與單色像差降 低。 96. 如申請專利範圍第95項之透鏡,其中該角膜爲模 型角膜。 97. 如申請專利範圍第96項之透鏡,其中該模型角膜 包括將適用族群的個別角膜特徵化,並以數學項表示而獲 -14- 1338166 Γ‘. I 年月b修(更)正替换ι| - 得個別像差項’計算而得的平均像差項。 9 8 .如申請專利範圍第9 7項之透鏡,其中該像差項係 Zernike多項式之線性組合。 99. 如申請專利範圍第98項之透鏡,其可降低該角膜 模型之Zernike多項式所表示的像差項’使來自含該模型 角膜和該透鏡之光學系統的波前能獲得實質上經降低的球 面像差。 100. 如申請專利範圍第99項之透鏡’其可降低第4 階第 11 Zernike 項。 1 〇 1 .如申請專利範圍第9 5至1 〇 〇項中任一項之透鏡 ,其係適於取代病患眼睛內的天然人晶體,該透鏡有至少 一非球面,就眼睛而言,設計此至少一非球面使至少一焦 點能供給通過的波前以具有實質上數値相同但符號與選用 人群之角膜測量得到的同一像差項平均値相反之至少一波 前像差項。 1 0 2 .如申請專利範圍第1 01項之透鏡,其中設計該透 鏡的至少一非球面以降低通過波前之至少一正像差項。 103. 如申請專利範圍第101項之透鏡,其中由透鏡供 予通過波前之至少一波前像差項爲球面像差項,使來自病 患眼睛的角膜之波前能獲得通過該透鏡之後由角膜提供之 該球面像差項的降低。 104. 如申請專利範圍第101項之透鏡,其中由透鏡供 予通過波前之至少一波前像差項爲表示該角膜波前像差之 Zernike多項式的至少—項。 -15- 1338166 HR1 2 §(更)正觀::.31 105.如申請專利範圍第104項 予通過波前之至少一波前像差項 11經標準化的Zernike項。 1〇6·如申請專利範圍第97至 ’其中該選用的人群爲屬於特定年 1 0 7 .如申請專利範圍第9 7至 ’其中該透鏡係適合爲已進行角膜 中該選用的人群爲已進行角膜手術 1 0 8 ·如申請專利範圍第9 7至 ’其中該選用的人群爲將進行白內 109.如申請專利範圍第ι〇1項 爲圓錐常數(c c)小於〇之經改良的 110.如申請專利範圍第109項 焦點可消除或實質上降低眼睛中或 下方程式之扁長表面的波前之球面 之透鏡,其中由透鏡供 i該角膜波前像差之第 100項中任一項之透鏡 齡層的人群。 1 〇 0項中任一項之透鏡 手術的病患所使用,其 的人群》 100項中任一項之透鏡 障手術的人群。 之透鏡,其中該非球面 B錐表面。 之透鏡,其針對至少一 眼睛模型中來自符合以 像差: + ad/ + aer6 和〇之間,R爲中心角 之透鏡,其中該透鏡之 之透鏡,其中該透鏡之 -16- 1 1+V -(l)2(CC + 1)r: 式中,圓錐常數cc的値係介於-1 膜半徑’且ad和ae爲非球面常數 1 1 1.如申請專利範圍第101 jp 至少一非球面爲前方表面。 2 12.如申請專利範圍第101 1| 1338166
    至少一非球面爲後方表面。 1 1 3 ·如申請專利範圍第9 6至1 〇 1項中任一項之透鏡 ,其中使焦點之一的像差降低達到最佳化。 1 1 4 ·如申請專利範圍第1 1 3項之透鏡,其中使基本焦 點之像差降低達到最佳化。 1 1 5 .如申請專利範圍第1 1 3項之透鏡,其中使至少一 額外焦點之像差降低達到最佳化。 1 16.如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ,其中同時使基本焦點和至少另一焦點之像差降低達到最 佳化。 1 17.如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ’其中在該透鏡的前方及/或後方表面上形成繞射圖案。 1 1 8 ·如申請專利範圍第1 1 7項之透鏡,其中在建立模 型以降低光學系統之像差的透鏡表面上形成繞射圖案。 119.如申請專利範圍第117項之透鏡,其中在透鏡之 一表面上形成繞射圖案,並在透鏡之另一表面建立模型以 降低光學系統之像差。 1 2 0 .如申請專利範圍第9 6至1 0 1項中任一項之透鏡 ,其爲雙焦點透鏡。 12 1.如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ’其係由軟質生物可相容性材料製成。 122. 如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ,其係由聚矽氧烷材料製成。 123. 如申請專利範圍第122項之透鏡,其中該聚矽氧 -17- 133816各 院材料的特徵爲於546 nm波長時的折射率大於或等於 1·43 ’伸長率爲至少3 50% ’抗張強度爲至少3〇〇 psi以及 利用Shore A型硬度測定器測得的Shore硬度約3(^ 1 2 4 .如申請專利範圍第9 6至1 0 1項中任一項之透鏡 ’其中該透鏡係由水凝膠製成。 125. 如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ,其中該透鏡係由硬質生物可相容性材料製成。 126. 如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ’其經設計以平衡角膜的球面像差,其具有代表球面像差 之波前像差的Zernike多項式係數,在3 mm開孔半徑時 該波前像差的Zernike多項式係數的値在〇 〇〇〇0698 mm 至0.000871 mm的區間內。 127·如申請專利範圍第96至ιοί項中任一項之透鏡 ’其經設計以平衡角膜的球面像差,其具有代表球面像差 之波前像差的Zernike多項式係數,在2 mm開孔半徑時 該波前像差的Zernike多項式係數的値在〇.0〇〇0161 mm 至0.000200 mm的區間內。 1 2 8 ·如申請專利範圍第9 6至1 0 1項中任一項之透鏡 ,其經設計以平衡角膜的球面像差,其具有代表球面像差 之波前像差的Zernike多項式係數,在2.5 mm開孔半徑 時該波則像差的Zernike多項式係數的値在0.0000465 mm 至0.000419 mm的區間內。 1 2 9 ·如申請專利範圍第9 6至1 0 1項中任一項之透鏡 ’其經設計以平衡角膜的球面像差,其具有代表球面像差 -18- 1338166-------------- Γίπητ--------一, .丨-V..片田f (更)正替漠页I ^ r — I Ilf- _ _ I 之波前像差的Zern ike多項式係數,在3.5 mm開孔半徑 時該波前像差的Zernike多項式係數的値在0.0000868 mm 至0.00163 mm的區間內。 130.如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ,其經設計以提供對所有焦點實質上相同經降低的像差。 13 1 .如申請專利範圍第96至101項中任一項之透鏡 ,其中在使用5 mm孔徑之平均/個別眼睛模型中進行量測 時,在每毫米5 0周期的空間頻率時該二或更多焦點之總 調變大於0.40。 1 3 2 .如申請專利範圍第1 3 1項之透鏡,其中該二或更 多焦點之總調變大於0.5 0。 1 3 3 .如申請專利範圍第1 3 1項之透鏡,其中該透鏡係 二焦點之間的光線分配爲5 0-5 0%且每個焦點的調變爲至 少0.2之雙焦點透鏡。 1 3 4 ·如申請專利範圍第1 1 7項之透鏡,其係光線分配 並非5 0-5 0%之雙焦點透鏡,藉由降低朝著透鏡周圍的方 向之繞射圖案的步階高度,使移至遠距焦點的光線強度比 移至近距焦點的光線強度更高而獲得該雙焦點透鏡。 1 3 5 .如申請專利範圍第〗3 4項之透鏡,其在朝著透鏡 周圍的方向有逐漸降低的步階高度。 136. 如申請專利範圍第丨35項之透鏡,其有一區帶在 朝著透鏡周圍的方向有逐漸降低的步階高度。 137. 如申請專利範圍第136項之透鏡,其中該區帶係 位於該透鏡周圍。 -19- 1338166
    138.如申請專利範圍第94或95至loo項中任一項之 透鏡’其中該透鏡包含至少一表面,該表面經建構由眼睛 的光學表面和透鏡本身所引進的色像差補償通過的波前。 139·如申請專利範圍第138項之透鏡,其中該至少一 表面係成形爲含繞射表面圖案之繞射部分,並具有外加至 總透鏡能力之折射能力。 140 ·如申請專利範圍第138項之透鏡,其具有可產生 多個焦點的第一繞射圖案,其中該表面係成形爲含第二繞 射表面圖案的繞射部分,並具有外加至總透鏡能力之折射 能力。 1 4 1 .如申請專利範圍第1 4 0項之透鏡,其爲雙焦點透 鏡,其中該第二繞射表面圖案由許多環帶組成,該環帶的 第一個區帶有1.5 mm的半徑寬,總透鏡能力爲20D。 M2.如申請專利範圍第140項之透鏡,其中該第二繞 射表面圖案係位於透鏡之前側。 143. 如申請專利範圍第138項之透鏡,其爲雙焦點透 鏡且能矯正色像差,該二焦點之間以5 0周期/毫米由一組 眼睛模型獲得之多色像差調變轉換函數逼近得相同値的方 式達到色像差平衡。 144. 如申請專利範圍第95項之透鏡’其中該透鏡具 有至少一非球面,經分析該至少一非球面能降低通過該透 鏡而由該透鏡本身產生之波前中的像差。 1 45 .如申請專利範圍第1 44項之透鏡,其降低球面像 差。 -20- Ί-3.3^8士6"6~.- 曰;;釘吏H. rmirro • ·. —' I -r· ^ 146.如申ΪΓΪ>11範圍第95或145項之透鏡,其中該 透鏡係能使分配至其遠距焦點的光線比分配至其近距焦點 的光線更多之雙焦點透鏡。 14 7.—種具至少一非球面之繞射型多焦點眼用透鏡, 當表示爲代表其像差之多項式項的線性組合時,該透鏡可 降低通過角膜的波前所得到的該角膜至少一表面的色像差 與單色像差。 148. 如申請專利範圍第147項之透鏡,其中該非球面 係該透鏡之前方表面。 149. 如申請專利範圍第148項之透鏡,其中該非球面 係該透鏡的後方表面。 1 5 〇 .如申請專利範圍第1 4 7至1 4 9項中任一項之透鏡 ’其係繞射型多焦點人工晶體。 15 1.如申請專利範圍第147至149項中任一項之透鏡 ,其中該多項式項係Zernike多項式。 1 5 2 ·如申請專利範圍第i 5 1項之透鏡,其可降低代表 球面像差和散光的多項式項。 1 5 3 ·如申請專利範圍第1 5 2項之透鏡,其可降低第4 階的第11 Zernike多項式項。 1 5 4 ·如申請專利範圍第丨4 7至丨4 9項中任一項之透鏡 ’其係由軟質生物可相容性材料製成。 155·如申請專利範圍第154項之透鏡,其係由聚矽氧 烷製成。 156.如申請專利範圍第154項之透鏡,其係由水凝膠 -21 - 1338166 - Hiir
    製成。 157. 如申請專利範圍第147至 ,其係由硬質生物可相容性材料製 158. 如申請專利範圍第96或 透鏡具有非球形前方表面,而後方 159. 如申請專利範圍第158項 二焦點之間的光線分配爲50-50%。 160. 如申請專利範圍第158項 二焦點之間的光線分配爲6 0 - 4 0 %。 1 6 1 .如申請專利範圍第1 5 8項 二焦點之間的光線分配爲4 0 - 6 0 %。 162. 如申請專利範圍第144項 鏡,且其中該透鏡的至少一非球形 163. 如申請專利範圍第144項 鏡,且其中該透鏡的至少一非球形 149項中任一項之透鏡 成。 147項之透鏡,其中該 表面上形成有繞射圖案 之透鏡,其中該透鏡之 之透鏡,其中該透鏡之 之透鏡,其中該透鏡之 之透鏡,其爲雙焦點透 表面爲前方表面。 之透鏡,其爲雙焦點透 表面爲後方表面。 -22- 1338166 附件5 :第 92133613 號專利申請案 中文圖式替換頁 民國99年7月29日修正 yy. 7.2 9 | 年月日修(更)正替換頁 【,】聃醒
    ο
    第4A圖 【,】聃醒
    第4B圖 1338166 S9 ' 2 (、 单· >1 R修(更)正替換頁 柒、(一)、本案指定代表圖為:第2圖 (二)、本代表圖之元件代表符號簡單說明:_ 捌、本案若有化學式時,請揭示最能顯示發明特徵的化學 式:鑛 -4-
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20060238702A1 (en) 1999-04-30 2006-10-26 Advanced Medical Optics, Inc. Ophthalmic lens combinations
US7763069B2 (en) 2002-01-14 2010-07-27 Abbott Medical Optics Inc. Accommodating intraocular lens with outer support structure
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US7662180B2 (en) 2002-12-05 2010-02-16 Abbott Medical Optics Inc. Accommodating intraocular lens and method of manufacture thereof
US7905917B2 (en) 2003-03-31 2011-03-15 Bausch & Lomb Incorporated Aspheric lenses and lens family
US7556378B1 (en) 2003-04-10 2009-07-07 Tsontcho Ianchulev Intraoperative estimation of intraocular lens power
CA2561388C (en) 2004-04-20 2017-10-10 Wavetec Vision Systems, Inc. Integrated surgical microscope and wavefront sensor
US7922326B2 (en) 2005-10-25 2011-04-12 Abbott Medical Optics Inc. Ophthalmic lens with multiple phase plates
BRPI0517017A (pt) * 2004-10-25 2008-09-30 Advanced Medical Optics Inc lente oftálmica com múltiplas placas de fase
SE0402769D0 (sv) * 2004-11-12 2004-11-12 Amo Groningen Bv Method of selecting intraocular lenses
US20060116764A1 (en) * 2004-12-01 2006-06-01 Simpson Michael J Apodized aspheric diffractive lenses
US20070171362A1 (en) * 2004-12-01 2007-07-26 Simpson Michael J Truncated diffractive intraocular lenses
EP1924222A1 (en) * 2005-08-05 2008-05-28 Visiogen, Inc. Accommodating diffractive intraocular lens
EP1754460B1 (en) * 2005-08-19 2016-04-27 WaveLight GmbH Presbyopia correction program
US8801781B2 (en) 2005-10-26 2014-08-12 Abbott Medical Optics Inc. Intraocular lens for correcting corneal coma
ATE555410T1 (de) * 2006-03-08 2012-05-15 Scient Optics Inc Verfahren und vorrichtung zur universalen verbesserung des sehvermögens
FR2898993B1 (fr) * 2006-03-24 2008-08-01 Essilor Int Procede de determination d'une lentille ophtalmique progressive
SG174010A1 (en) 2006-05-03 2011-09-29 Vision Crc Ltd Eye treatment
DE102006021521A1 (de) * 2006-05-05 2007-11-08 Carl Zeiss Meditec Ag Asphärische künstliche Augenlinse und Verfahren für die Konstruktion einer solchen
US20080161914A1 (en) 2006-12-29 2008-07-03 Advanced Medical Optics, Inc. Pre-stressed haptic for accommodating intraocular lens
US20090062911A1 (en) * 2007-08-27 2009-03-05 Amo Groningen Bv Multizonal lens with 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
US8747466B2 (en) 2007-08-27 2014-06-10 Amo Groningen, B.V. 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
US8740978B2 (en) 2007-08-27 2014-06-03 Amo Regional Holdings Intraocular lens having extended depth of focus
US20090059163A1 (en) * 2007-08-30 2009-03-05 Pinto Candido D Ophthalmic Lens Having Selected Spherochromatic Control and Methods
US7594729B2 (en) 2007-10-31 2009-09-29 Wf Systems, Llc Wavefront sensor
US9395534B2 (en) * 2007-11-27 2016-07-19 Wisconsin Alumni Research Foundation Optical system for correction of tissue induced aberration
US20090157179A1 (en) * 2007-12-11 2009-06-18 Pinto Candido D Ophthalmic Lenses Providing an Extended Depth of Field
US20090164008A1 (en) * 2007-12-21 2009-06-25 Xin Hong Lens surface with combined diffractive, toric, and aspheric components
US7832863B2 (en) * 2007-12-21 2010-11-16 Ophthonix, Inc. Customized Z-lens design program
WO2009115932A2 (fr) * 2008-02-06 2009-09-24 Robert Apter Procede de determination de la configuration d'une lentille ophtalmique, lentille ophtalmique obtenue selon ce procede et procede de fabrication de cette lentille
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
US8034108B2 (en) 2008-03-28 2011-10-11 Abbott Medical Optics Inc. Intraocular lens having a haptic that includes a cap
US7871162B2 (en) 2008-04-24 2011-01-18 Amo Groningen B.V. Diffractive multifocal lens having radially varying light distribution
US8231219B2 (en) 2008-04-24 2012-07-31 Amo Groningen B.V. Diffractive lens exhibiting enhanced optical performance
WO2009135058A2 (en) * 2008-04-30 2009-11-05 Ophthonix, Inc. Method of designing progressive addition lenses
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
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
WO2010064278A1 (ja) * 2008-12-03 2010-06-10 Kashiwagi Toyohiko 眼用レンズ設計法および眼用レンズおよび屈折矯正手術装置
US8960901B2 (en) 2009-02-02 2015-02-24 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Myopia control ophthalmic lenses
US20100312336A1 (en) * 2009-06-09 2010-12-09 Xin Hong Zonal diffractive multifocal intraocular lens with central monofocal diffractive region
AU2010266020B2 (en) 2009-06-26 2015-03-26 Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. Accommodating intraocular lenses
US8876290B2 (en) 2009-07-06 2014-11-04 Wavetec Vision Systems, Inc. Objective quality metric for ocular wavefront measurements
EP2453823B1 (en) 2009-07-14 2015-05-13 WaveTec Vision Systems, Inc. Ophthalmic surgery measurement system
EP2453822B1 (en) 2009-07-14 2014-08-20 WaveTec Vision Systems, Inc. Determination of the effective lens position of an intraocular lens using aphakic refractive power
US8343217B2 (en) 2009-08-03 2013-01-01 Abbott Medical Optics Inc. Intraocular lens and methods for providing accommodative vision
EP2290411B1 (en) 2009-08-27 2012-05-09 Polymer Technologies International (EOU) Refractive-diffractive lens
US9370416B2 (en) 2009-08-27 2016-06-21 Jagrat Natavar DAVE Refractive-diffractive lens
KR101735681B1 (ko) * 2009-09-01 2017-05-15 아르투어 브래들리 시력의 질적 개선을 제공하는 다중초점 교정방법
BR112012014908A2 (pt) 2009-12-18 2017-03-21 Abbott Medical Optics Inc lentes com echelette estreito, sistemas e métodos
US10278810B2 (en) 2010-04-29 2019-05-07 Ojo, Llc Injectable physiologically adaptive intraocular lenses (IOL's)
JP5710899B2 (ja) 2010-06-23 2015-04-30 一夫 市川 水晶体評価装置、制御プログラム、及び水晶体評価装置の制御方法
EP2591026B1 (en) 2010-07-05 2016-05-04 Dave, Jagrat Natavar Refractive-diffractive ophthalmic device and compositions useful for producing same
DE102010051637B4 (de) 2010-11-17 2023-06-22 Rodenstock Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Herstellen einer Serie von Basisgläsern, Serien von Brillengläsern, Verfahren und Vorrichtung zum Herstellen eines Brillenglases, progressives Brillenglas und astigmatisches Brillenglas
DE102010051627A1 (de) * 2010-11-17 2012-05-24 Rodenstock Gmbh Verfahren zur Optimierung eines Brillenglases mit einem diffraktiven Gitter
WO2012074742A1 (en) 2010-11-30 2012-06-07 Amo Groningen Bv Method for designing, evaluating and optimizing ophthalmic lenses and laser vision correction
AU2011336183B2 (en) 2010-12-01 2015-07-16 Amo Groningen B.V. A multifocal lens having an optical add power progression, and a system and method of providing same
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
WO2012135579A2 (en) * 2011-04-01 2012-10-04 Lensar, Inc. System and method for laser generated corneal and crystalline lens incisions using a variable f/# optical system with aspheric contact interface to the cornea or rotating and adaptive optics
PL2695585T3 (pl) * 2011-04-05 2019-05-31 Kowa Co Sposób projektowania soczewki wewnątrzgałkowej i soczewka wewnątrzgałkowa
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
US11191637B2 (en) 2011-09-16 2021-12-07 Rxsight, Inc. Blended extended depth of focus light adjustable lens with laterally offset axes
EP2642332B1 (en) * 2012-03-23 2015-05-06 Essilor International (Compagnie Générale d'Optique) A progressive addition lens for a wearer
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
KR102199677B1 (ko) 2012-10-17 2021-01-08 브리엔 홀덴 비전 인스티튜트 리미티드 굴절 오류를 위한 렌즈들, 디바이스들, 방법들 및 시스템들
US9717628B2 (en) 2012-12-04 2017-08-01 Amo Groningen B.V. Lenses, systems and methods for providing binocular customized treatments to correct presbyopia
EP2929486A4 (en) 2012-12-10 2016-11-23 Invisage Technologies Inc RECORDING SCENES AND EVENTS IN SPACE AND TIME
EP2945570A1 (en) 2013-01-15 2015-11-25 Dave, Jagrat Natavar Toric-diffractive lens
JP2014164027A (ja) * 2013-02-22 2014-09-08 Adtec Engineeng Co Ltd 露光光学系、露光ヘッドおよび露光装置
CA2875873C (en) 2013-03-11 2022-06-21 Abbott Medical Optics Inc. Intraocular lens that matches an image surface to a retinal shape, and method of designing same
CN104127263B (zh) * 2013-12-19 2016-03-02 爱博诺德(北京)医疗科技有限公司 多焦点人工晶状体
CA2942200C (en) 2014-03-10 2023-08-15 Amo Groningen B.V. Piggyback intraocular lens that improves overall vision where there is a local loss of retinal function
WO2016142736A1 (en) * 2015-03-10 2016-09-15 Amo Groningen B.V. Fresnel piggyback intraocular lens that improves overall vision where there is a local loss of retinal function
WO2015177651A1 (en) 2014-04-21 2015-11-26 Amo Groningen B.V. Ophthalmic devices, system and methods that improve peripheral vision
EP3148484B1 (de) 2014-06-02 2023-04-19 MIRO GmbH Verfahren zur herstellung eines augenimplantats
WO2015188146A2 (en) 2014-06-05 2015-12-10 Edward Hartley Sargent Sensors and systems for the capture of scenes and events in space and time
US10281740B2 (en) * 2014-07-15 2019-05-07 Menicon Co., Ltd. Contact lens manufacturing method and contact lens
US9692968B2 (en) 2014-07-31 2017-06-27 Invisage Technologies, Inc. Multi-mode power-efficient light and gesture sensing in image sensors
US20170304047A1 (en) 2014-09-02 2017-10-26 Jagrat Natavar DAVE Intraocular lens customized for astigmatism or combined astigmatism and presbyopia
WO2016040331A1 (en) 2014-09-09 2016-03-17 Staar Surgical Company Ophthalmic implants with extended depth of field and enhanced distance visual acuity
US10881504B2 (en) 2016-03-09 2021-01-05 Staar Surgical Company Ophthalmic implants with extended depth of field and enhanced distance visual acuity
ES2529267B1 (es) * 2014-09-25 2015-12-18 Sergio Oscar Luque Lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida
CA3013857A1 (en) 2016-02-09 2017-08-17 Amo Groningen B.V. Progressive power intraocular lens, and methods of use and manufacture
AU2017230971B2 (en) 2016-03-11 2021-11-11 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
EP3432829B1 (en) 2016-03-23 2020-01-29 Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. Ophthalmic apparatus with corrective meridians having extended tolerance band by modifying refractive powers in uniform meridian distribution
AU2017252020B2 (en) 2016-04-19 2021-11-11 Amo Groningen B.V. Ophthalmic devices, system and methods that improve peripheral vision
WO2018037356A1 (en) * 2016-08-23 2018-03-01 Medicem Ophthalmic (Cy) Limited Ophthalmic lenses with aspheric optical surfaces and method for their manufacture
EP3522771B1 (en) 2016-10-25 2022-04-06 Amo Groningen B.V. Realistic eye models to design and evaluate intraocular lenses for a large field of view
US10531950B2 (en) 2016-11-16 2020-01-14 Tatvum LLC Intraocular lens having an extended depth of focus
US10426599B2 (en) 2016-11-29 2019-10-01 Novartis Ag Multifocal lens having reduced chromatic aberrations
US20200038172A1 (en) 2017-02-14 2020-02-06 Jagrat Natavar DAVE Diffractive multifocal implantable lens device
CA3056707A1 (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
US10420638B2 (en) * 2017-04-27 2019-09-24 Novartis Ag Multifocal ophthalmic lens having chromatic aberration correction
US11523897B2 (en) 2017-06-23 2022-12-13 Amo Groningen B.V. Intraocular lenses for presbyopia treatment
AU2018292030B2 (en) 2017-06-28 2024-02-08 Amo Groningen B.V. Extended range and related intraocular lenses for presbyopia treatment
WO2019002384A1 (en) 2017-06-28 2019-01-03 Amo Groningen B.V. DIFFRACTIVE LENSES AND INTRAOCULAR LENSES ASSOCIATED WITH 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
AU2018330604A1 (en) 2017-09-11 2020-04-02 Amo Groningen B.V. Methods and apparatuses to increase intraocular lenses positional stability
EP3687447A1 (en) 2017-11-30 2020-08-05 AMO Groningen B.V. Intraocular lenses that improve post-surgical spectacle independent and methods of manufacturing thereof
AU2019219238A1 (en) 2018-02-08 2020-08-13 Amo Groningen B.V. Wavefront based characterization of lens surfaces based on reflections
WO2019155034A1 (en) 2018-02-08 2019-08-15 Amo Groningen B.V. Multi-wavelength wavefront system and method for measuring diffractive lenses
US10888380B2 (en) * 2018-07-12 2021-01-12 Alcon Inc. Systems and methods for intraocular lens selection
CN112867944A (zh) 2018-08-17 2021-05-28 斯塔尔外科有限公司 呈现折射率纳米梯度的聚合物组合物
CA3126464A1 (en) * 2019-01-10 2020-07-16 6 Over 6 Vision Ltd. Apparatus, system, and method of determining one or more parameters of a lens
JP2022539295A (ja) * 2019-05-20 2022-09-08 リアン,ジュンジョン 人間の目の乱視、コマ収差、老視のウェーブフロント治療のための方法及び装置
US11886046B2 (en) 2019-12-30 2024-01-30 Amo Groningen B.V. Multi-region refractive lenses for vision treatment
CA3166308A1 (en) 2019-12-30 2021-07-08 Amo Groningen B.V. Lenses having diffractive profiles with irregular width for vision treatment
US11963868B2 (en) 2020-06-01 2024-04-23 Ast Products, Inc. Double-sided aspheric diffractive multifocal lens, manufacture, and uses thereof

Family Cites Families (157)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US681158A (en) * 1901-07-06 1901-08-20 Charles A Wanner Conduit.
DE1805561C3 (de) * 1967-10-30 1980-10-23 Societe Des Lunetiers, Paris Ophthalmische Linse mit starker Brechkraft und vorgegebenem Astigmatismus
US4460275A (en) * 1977-08-02 1984-07-17 Automated Optics, Inc. Method and apparatus adapted for automatic or semi-automatic fabrication of ultra-precision opthalmic lenses, e.g., contact lenses
EP0037529A1 (de) 1980-04-03 1981-10-14 Agfa-Gevaert AG Verfahren zur Herstellung eines Fotoempfängers mit einem multichroitischen Farbstreifenfilter
FR2495789B1 (fr) 1980-12-05 1986-02-14 Suwa Seikosha Kk Lentille multifocale progressive
EP0064812B1 (en) 1981-04-29 1985-08-14 Pilkington P.E. Limited Artificial eye lenses
US4504982A (en) * 1982-08-05 1985-03-19 Optical Radiation Corporation Aspheric intraocular lens
IE54650B1 (en) * 1982-09-29 1989-12-20 Pilkington Brothers Plc An ophthalmic lens having diffractive power
JPS5958415A (ja) 1982-09-29 1984-04-04 Seiko Epson Corp 累進多焦点レンズ
EP0109753B1 (en) * 1982-10-27 1988-07-27 Pilkington Plc Bifocal contact lens comprising a plurality of concentric zones
US4606626A (en) * 1982-12-13 1986-08-19 Seiko Epson Corporation Progressive multifocal ophthalmic lenses with prism for correcting chromatic aberration
US4504892A (en) * 1983-01-21 1985-03-12 Zulfilar Farida Y Art lighting system with stepwise creation and display of workpiece
GB8404817D0 (en) * 1984-02-23 1984-03-28 Pilkington Perkin Elmer Ltd Ophthalmic lenses
JPH0690368B2 (ja) 1985-07-09 1994-11-14 セイコーエプソン株式会社 累進多焦点レンズ及び眼鏡
US5017000A (en) 1986-05-14 1991-05-21 Cohen Allen L Multifocals using phase shifting
US5121979A (en) 1986-05-14 1992-06-16 Cohen Allen L Diffractive multifocal optical device
DE3616888A1 (de) 1986-05-20 1987-11-26 Rodenstock Optik G Einstaerken-brillenglas mit einem sich zur optischen achse rotationssymmetrisch aendernden brechungsindex
US4710193A (en) * 1986-08-18 1987-12-01 David Volk Accommodating intraocular lens and lens series and method of lens selection
US5236970A (en) * 1987-02-05 1993-08-17 Allergan, Inc. Optically clear reinforced silicone elastomers of high optical refractive index and improved mechanical properties for use in intraocular lenses
WO1994013225A1 (en) 1987-05-20 1994-06-23 Hauber Frederick A Intraocular achromatic lens
US5225858A (en) 1987-06-01 1993-07-06 Valdemar Portney Multifocal ophthalmic lens
US4898461A (en) * 1987-06-01 1990-02-06 Valdemar Portney Multifocal ophthalmic lens
EP0300415B1 (de) 1987-07-18 1993-11-24 Optische Werke G. Rodenstock Brillenglas mit astigmatischer Wirkung
US6007747A (en) * 1987-08-24 1999-12-28 Pharmacia & Upjohn Company Method of making an aspheric soft lens
US4881804A (en) * 1987-11-12 1989-11-21 Cohen Allen L Multifocal phase plate with a pure refractive portion
US5056908A (en) * 1987-11-12 1991-10-15 Cohen Allen L Optic zone phase channels
US4881805A (en) 1987-11-12 1989-11-21 Cohen Allen L Progressive intensity phase bifocal
US5116111A (en) * 1988-04-01 1992-05-26 Minnesota Mining And Manufacturing Company Multi-focal diffractive ophthalmic lenses
US5076684A (en) * 1988-04-01 1991-12-31 Minnesota Mining And Manufacturing Company Multi-focal diffractive ophthalmic lenses
CA1316728C (en) 1988-04-01 1993-04-27 Michael J. Simpson Multi-focal diffractive ophthalmic lenses
US5089024A (en) 1988-04-19 1992-02-18 Storz Instrument Company Multi-focal intraocular lens
US4932970A (en) 1988-05-17 1990-06-12 Allergan, Inc. Ophthalmic lens
DE3901775A1 (de) 1988-06-22 1990-07-26 Rodenstock Optik G Brillenglas mit einem sich aendernden brechungsindex
ATE133796T1 (de) 1988-07-20 1996-02-15 Allen L Dr Cohen Multifokale, diffraktive optische vorrichtung
US4995714A (en) * 1988-08-26 1991-02-26 Cohen Allen L Multifocal optical device with novel phase zone plate and method for making
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
FR2638246B1 (fr) 1988-10-20 1991-01-25 Essilor Int Lentille ophtalmique de puissance positive et de grand diametre
FR2638859B1 (fr) * 1988-11-09 1991-02-08 Essilor Int Lentille ophtalmique diffractive gravee
GB8829819D0 (en) 1988-12-21 1989-02-15 Freeman Michael H Lenses and mirrors
FR2647227B1 (fr) 1989-05-19 1991-08-23 Essilor Int Composant optique, tel qu'implant intra-oculaire ou lentille de contact, propre a la correction de la vision d'un individu
US5089023A (en) * 1990-03-22 1992-02-18 Massachusetts Institute Of Technology Diffractive/refractive lens implant
GB9008577D0 (en) 1990-04-17 1990-06-13 Pilkington Diffractive Lenses Rigid gas permeable lenses
US5178636A (en) * 1990-05-14 1993-01-12 Iolab Corporation Tuned fresnel lens for multifocal intraocular applications including small incision surgeries
US5096285A (en) * 1990-05-14 1992-03-17 Iolab Corporation Multifocal multizone diffractive ophthalmic lenses
US5117306A (en) * 1990-07-17 1992-05-26 Cohen Allen L Diffraction bifocal with adjusted chromaticity
US5050981A (en) * 1990-07-24 1991-09-24 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Lens design method and resulting aspheric lens
US5220359A (en) * 1990-07-24 1993-06-15 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Lens design method and resulting aspheric lens
US5120120A (en) * 1990-07-27 1992-06-09 Cohen Allen L Multifocal optical device with spurious order suppression and method for manufacture of same
US5229797A (en) * 1990-08-08 1993-07-20 Minnesota Mining And Manufacturing Company Multifocal diffractive ophthalmic lenses
US5257132A (en) 1990-09-25 1993-10-26 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Broadband diffractive lens or imaging element
US5173723A (en) 1990-10-02 1992-12-22 Volk Donald A Aspheric ophthalmic accommodating lens design for intraocular lens and contact lens
US5112351A (en) 1990-10-12 1992-05-12 Ioptex Research Inc. Multifocal intraocular lenses
EP0503111A1 (en) 1991-03-13 1992-09-16 Toyohiko Kashiwagi Aspherical lens, method of producing the lens and apparatus for producing the lens
SK377492A3 (en) * 1992-01-28 1995-05-10 Johnson & Johnson Vision Prod Multifocal refracting lens and method of its manufacture
US5444106A (en) * 1992-04-21 1995-08-22 Kabi Pharmacia Ophthalmics, Inc. High refractive index silicone compositions
US5384606A (en) * 1992-06-22 1995-01-24 Allergan, Inc. Diffractive/refractive spectacle and intraocular lens system for age-related macular degeneration
US5344447A (en) * 1992-11-12 1994-09-06 Massachusetts Institute Of Technology Diffractive trifocal intra-ocular lens design
US5448312A (en) * 1992-12-09 1995-09-05 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Pupil-tuned multifocal ophthalmic lens
US5760871A (en) * 1993-01-06 1998-06-02 Holo-Or Ltd. Diffractive multi-focal lens
US5748282A (en) * 1993-01-27 1998-05-05 Pilkington Barnes Hind, Inc. Multifocal contact lens
US5349471A (en) * 1993-02-16 1994-09-20 The University Of Rochester Hybrid refractive/diffractive achromatic lens for optical data storage systems
US5822091A (en) 1993-02-22 1998-10-13 Baker; Kenneth M. Extreme depth-of-field optical lens and holographic projector system for its production
IL109375A0 (en) 1993-04-26 1994-07-31 Ciba Geigy Ag Multifocal contact lens
US5895422A (en) * 1993-06-17 1999-04-20 Hauber; Frederick A. Mixed optics intraocular achromatic lens
DE69414201T2 (de) * 1993-07-28 1999-05-06 Iolab Corp Intraokularlinse mit bruchfesten Haltebügeln
US5486951A (en) * 1993-12-16 1996-01-23 Eastman Kodak Company Gradial zone lens and method of fabrication
US5543966A (en) * 1993-12-29 1996-08-06 Eastman Kodak Company Hybrid refractive/diffractive achromatic camera lens
US5581405A (en) * 1993-12-29 1996-12-03 Eastman Kodak Company Hybrid refractive/diffractive achromatic camera lens and camera using such
US5446508A (en) 1994-02-18 1995-08-29 Bmc Industries, Inc. Progressive power lens
JP3011315B2 (ja) 1994-07-27 2000-02-21 船井電機株式会社 磁気記録装置
US5699142A (en) * 1994-09-01 1997-12-16 Alcon Laboratories, Inc. Diffractive multifocal ophthalmic lens
IL118065A0 (en) * 1995-05-04 1996-08-04 Johnson & Johnson Vision Prod Aspheric toric lens designs
US5929969A (en) * 1995-05-04 1999-07-27 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Multifocal ophthalmic lens
HUP9601126A3 (en) * 1995-05-04 1999-10-28 Johnson & Johnson Vision Prod Concentric, aspheric, multifocal lens
US5652638A (en) * 1995-05-04 1997-07-29 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Concentric annular ring lens designs for astigmatism
US5682223A (en) * 1995-05-04 1997-10-28 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Multifocal lens designs with intermediate optical powers
IL117937A0 (en) * 1995-05-04 1996-08-04 Johnson & Johnson Vision Prod Combined multifocal toric lens designs
US5684560A (en) * 1995-05-04 1997-11-04 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Concentric ring single vision lens designs
US5715031A (en) * 1995-05-04 1998-02-03 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Concentric aspheric multifocal lens designs
SE9501714D0 (sv) 1995-05-09 1995-05-09 Pharmacia Ab A method of selecting an intraocular lens to be implanted into an eye
AU6330696A (en) * 1995-06-06 1996-12-24 Scientific Optics, Inc. Asymmetric bifocal intraocular lens
US5838496A (en) 1995-08-28 1998-11-17 Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha Diffractive multi-focal objective lens
IL116654A (en) 1996-01-02 1999-08-17 Holo Or Ltd Monofocal contact lens
US5683457A (en) * 1996-05-09 1997-11-04 Prism Opthalmics, L.L.C. Prismatic intraocular lenses and related method of using such lenses to restore vision in patients with central field loss
US5724258A (en) * 1996-05-09 1998-03-03 Johnson & Johnson Vision Products, Inc. Neural network analysis for multifocal contact lens design
US5728156A (en) * 1996-08-06 1998-03-17 Prism Opthalmics, L.L.C. Prismatic intraocular lenses and related methods of in situ alteration of their optical characteristics
US5777719A (en) * 1996-12-23 1998-07-07 University Of Rochester Method and apparatus for improving vision and the resolution of retinal images
JP4413280B2 (ja) 1997-01-21 2010-02-10 アニルテルソ ゲーエムベーハー 人工水晶体の作製方法
US6070980A (en) 1997-04-08 2000-06-06 Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha Spectacle lens
US5888122A (en) * 1997-04-10 1999-03-30 Prism Ophthalmics, L.L.C. Method for manufacturing an intraocular lens
US6019472A (en) * 1997-05-12 2000-02-01 Koester; Charles J. Contact lens element for examination or treatment of ocular tissues
EP1001720B1 (en) 1997-08-07 2002-10-02 Alcon Laboratories, Inc. Intracorneal diffractive lens
AUPP016197A0 (en) 1997-11-03 1997-11-27 Sola International Holdings Ltd Improved ophthalmic lens
US6089711A (en) * 1997-11-05 2000-07-18 Blankenbecler; Richard Radial gradient contact lenses
FR2772489B1 (fr) 1997-12-16 2000-03-10 Essilor Int Lentilles ophtalmiques multifocales a aberration spherique variable suivant l'addition et l'ametropie
IL123574A0 (en) 1998-03-05 1998-10-30 Holo Or Ltd Progressive multifocal lens construction for eyeglasses
JP3686253B2 (ja) * 1998-04-10 2005-08-24 オリンパス株式会社 回折光学素子を用いたズームレンズ
IL124991A (en) * 1998-06-18 2002-12-01 Rotlex 1994 Ltd Multifocal lens combining the advantages of progressive addition lenses and diffractive lenses
WO2000008516A1 (en) * 1998-08-06 2000-02-17 Lett John B W Multifocal aspheric lens
US6120148A (en) * 1998-10-05 2000-09-19 Bifocon Optics Gmbh Diffractive lens
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
US6139145A (en) * 1998-11-13 2000-10-31 Israel; Henry M. Ophthalmic optical element incorporating a holographic element and use of same in cases of central field loss
JP4374640B2 (ja) * 1999-03-02 2009-12-02 コニカミノルタホールディングス株式会社 回折レンズ及びその設計方法
US6224211B1 (en) * 1999-06-08 2001-05-01 Medjet, Inc. Super vision
DE19926512A1 (de) 1999-06-10 2000-12-14 Acritec Gmbh Intraokularlinse
US6619799B1 (en) * 1999-07-02 2003-09-16 E-Vision, Llc Optical lens system with electro-active lens having alterably different focal lengths
US6050687A (en) * 1999-06-11 2000-04-18 20/10 Perfect Vision Optische Geraete Gmbh Method and apparatus for measurement of the refractive properties of the human eye
CA2375519A1 (en) 1999-06-21 2000-12-28 The Microoptical Corporation Eyeglass display lens system employing off-axis optical design
US6536899B1 (en) * 1999-07-14 2003-03-25 Bifocon Optics Gmbh Multifocal lens exhibiting diffractive and refractive powers
DE19938203A1 (de) * 1999-08-11 2001-02-15 Aesculap Meditec Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Korrektur von Sehfehlern des menschlichen Auges
CN100473371C (zh) * 1999-08-11 2009-04-01 阿斯科莱平医疗技术股份公司 用于对折射性视力缺陷进行矫正的装置及其矫正元件的制作方法
AU6858300A (en) 1999-09-03 2001-04-10 John Trevor De Carle Bifocal lenses
US6086204A (en) 1999-09-20 2000-07-11 Magnante; Peter C. Methods and devices to design and fabricate surfaces on contact lenses and on corneal tissue that correct the eye's optical aberrations
US6199986B1 (en) 1999-10-21 2001-03-13 University Of Rochester Rapid, automatic measurement of the eye's wave aberration
US6439720B1 (en) 2000-01-27 2002-08-27 Aoptics, Inc. Method and apparatus for measuring optical aberrations of the human eye
DE10006896A1 (de) * 2000-02-16 2001-08-30 Wavelight Laser Technologie Ag Verfahren zum Herstellen einer künstlichen okularen Linse
US7048759B2 (en) 2000-02-24 2006-05-23 Advanced Medical Optics, Inc. Intraocular lenses
SE0000611D0 (sv) 2000-02-24 2000-02-24 Pharmacia & Upjohn Bv Intraocular lenses
US6473232B2 (en) * 2000-03-08 2002-10-29 Canon Kabushiki Kaisha Optical system having a diffractive optical element, and optical apparatus
US6413276B1 (en) * 2000-04-26 2002-07-02 Emmetropia, Inc. Modified intraocular lens and method of correcting optical aberrations therein
US6338559B1 (en) * 2000-04-28 2002-01-15 University Of Rochester Apparatus and method for improving vision and retinal imaging
US6554859B1 (en) 2000-05-03 2003-04-29 Advanced Medical Optics, Inc. Accommodating, reduced ADD power multifocal intraocular lenses
US6460997B1 (en) 2000-05-08 2002-10-08 Alcon Universal Ltd. Apparatus and method for objective measurements of optical systems using wavefront analysis
US6609793B2 (en) * 2000-05-23 2003-08-26 Pharmacia Groningen Bv Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations
HUP0301923A2 (hu) 2000-05-23 2003-09-29 Pharmacia Groningen Bv A szem aberrációit csökkentż, beültethetż szemlencse és eljárás annak tervezésére
AU2001270966A1 (en) 2000-07-10 2002-01-21 Ophir Optronics Ltd. Impaired vision assist system and method
US6582076B1 (en) * 2000-08-30 2003-06-24 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic lenses useful in correcting astigmatism and presbyopia
JP2004510200A (ja) 2000-09-29 2004-04-02 ヴェルナー・ヨット・フィアラ 表面構造を有する眼用レンズ
JP2004510525A (ja) 2000-10-10 2004-04-08 ユニバーシティー オブ ロチェスター 波面収差データに基づく眼球屈折度の測定方法
US6554425B1 (en) 2000-10-17 2003-04-29 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ophthalmic lenses for high order aberration correction and processes for production of the lenses
US6827444B2 (en) 2000-10-20 2004-12-07 University Of Rochester Rapid, automatic measurement of the eye's wave aberration
US6695880B1 (en) 2000-10-24 2004-02-24 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Intraocular lenses and methods for their manufacture
US20040070726A1 (en) 2000-11-03 2004-04-15 Andrew Ishak Waterman's sunglass lens
US6547391B2 (en) * 2000-12-08 2003-04-15 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Ocular aberration correction taking into account fluctuations due to biophysical rhythms
SE0004829D0 (sv) * 2000-12-22 2000-12-22 Pharmacia Groningen Bv Methods of obtaining ophthalmic lenses providing the eye with reduced aberrations
US20020093701A1 (en) * 2000-12-29 2002-07-18 Xiaoxiao Zhang Holographic multifocal lens
US7198640B2 (en) 2001-01-25 2007-04-03 Visiogen, Inc. Accommodating intraocular lens system with separation member
US6884261B2 (en) 2001-01-25 2005-04-26 Visiogen, Inc. Method of preparing an intraocular lens for implantation
US6818158B2 (en) 2001-01-25 2004-11-16 Visiogen, Inc. Accommodating intraocular lens system and method of making same
US6576012B2 (en) 2001-03-28 2003-06-10 Advanced Medical Optics, Inc. Binocular lens systems
SE0101293D0 (sv) * 2001-04-11 2001-04-11 Pharmacia Groningen Bv Technical field of the invention
KR100694442B1 (ko) 2001-04-13 2007-03-12 (주)안트로젠 인캡슐화된 세포 인디케이터 시스템
US7111938B2 (en) 2001-04-27 2006-09-26 Novartis Ag Automatic lens design and manufacturing system
US20030014107A1 (en) * 2001-06-28 2003-01-16 Michael Reynard Multifocal phakic intraocular lens
US6520638B1 (en) * 2001-08-14 2003-02-18 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Methods for designing multifocal ophthalmic lenses
US6802605B2 (en) 2001-12-11 2004-10-12 Bausch And Lomb, Inc. Contact lens and method for fitting and design
US6755524B2 (en) * 2001-12-12 2004-06-29 Inray Ltd. Ophthalmic optical elements and methods for the design thereof
US6923540B2 (en) 2002-07-31 2005-08-02 Novartis Ag Toric multifocal contact lenses
US6851803B2 (en) * 2002-10-24 2005-02-08 C. Benjamin Wooley Ophthalmic lenses with reduced chromatic blur
US6709103B1 (en) * 2002-10-31 2004-03-23 Johnson & Johnson Vision Care, Inc. Methods for designing multifocal ophthalmic lenses
US7896916B2 (en) 2002-11-29 2011-03-01 Amo Groningen B.V. Multifocal ophthalmic lens
SE0203564D0 (sv) 2002-11-29 2002-11-29 Pharmacia Groningen Bv Multifocal opthalmic lens
JP4861009B2 (ja) 2002-12-06 2012-01-25 ヴィズイクス・インコーポレーテッド 患者のデータを使用した老眼矯正
US6972032B2 (en) * 2003-01-14 2005-12-06 Visioncare Ophthalmic Technologies Inc. Intraocular lens implant
WO2004090611A2 (en) 2003-03-31 2004-10-21 Bausch & Lomb Incorporated Intraocular lens and method for reducing aberrations in an ocular system
US6951391B2 (en) * 2003-06-16 2005-10-04 Apollo Optical Systems Llc Bifocal multiorder diffractive lenses for vision correction
EP1866693B1 (en) * 2004-04-05 2013-05-08 AMO Groningen B.V. Ophthalmic lenses with reduced chromatic aberration

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Publication number Publication date
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DE60327830D1 (de) 2009-07-16
SE0203564D0 (sv) 2002-11-29
JP2006519031A (ja) 2006-08-24
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WO2004049979A1 (en) 2004-06-17
CA2507659A1 (en) 2004-06-17

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Pascual et al. Effect of the shape factor on the quality of images in eyes corrected with IOLs

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