WO2016046439A1 - Lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida - Google Patents

Lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida Download PDF

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Definitions

  • the present invention relates to a multifocal intraocular lens with extended depth of field, applicable in the technical field of ophthalmology, in particular in the design and manufacture of intraocular lenses. More specifically, this invention refers to an intraocular device that has great benefits for solving presbyopia, which is the inability to focus at different distances. For this, we propose the design of a lens that makes use of a mask in order to generate a small aperture combined with a multifocal surface whose optical axis can be up to 1 mm offset from the geometric center of the lens.
  • Intraocular lenses are devices that are implanted in the eye to mainly solve three problems: refractive error, loss of accommodation or and in cataract surgery.
  • the loss of accommodation is called presbyopia and is related to the inability of the human eye to focus on objects that are at different distances because the lens no longer has the flexibility of the young eye. This loss is gradual and begins to be noticeable from 45-48 years. At the age of 60, the ability to accommodate has been virtually lost.
  • the opacified lens is replaced by another lens to compensate for the dioptric deficit.
  • the lens that is placed to compensate for this deficit does not possess the dynamics of the natural lens of the eye (crystalline) and therefore the accommodation cannot be restored.
  • the lens that is implanted can be a simple lens that allows you to see well from a distance although we will not have the ability to focus closely and the patient must wear glasses for this.
  • Another option is to use lenses that allow focusing at different distances and thus avoid the use of glasses. In this case, we talk about pseudo-accommodation since it tries, by passive means, to restore the ability to clearly see objects located at different distances.
  • US patent 463621 1A describes the principle of a refractive bifocal lens. The difference between the power for far and near is 2.5 and this is what is called addition.
  • US Patent 8696746 B2 describes a sector-refractive bifocal lens.
  • This lens contains radii of curvature that vary depending on the angle described by a position vector from the center of it and not its magnitude. Therefore, this lens does not have a revolution profile. In addition, it does not use any mask to obtain a pinhole effect and it is indicated that the surfaces have an optical pattern with an axis centered on the lens.
  • EP21 13226B1 refers to a diffractive bifocal lens with correction of spherical aberration. This aberration is induced by the cornea and has some impact on the quality of the image that forms on the retina, so it is proposed to cancel this aberration through the intraocular lens.
  • the aberration values are not customized for each patient, but the lens is manufactured with a sign value opposite to the mean population value.
  • US 7287852 B2 first claims the invention of an optical zone that exhibits a refractive profile configured to have a depth of field of at least 1, 1 D and covering an approximate area of 3.14 mm 2.
  • Other claims propose a lens that is composed of at least two optical zones mentioned in claim 1 of similar characteristics; one of these zones is circular central and the other peripheral annular. Both areas have an area of 3.14 mm2 and have the peculiarity that the optical path through adjacent areas from an object to the image formed by this lens has a difference of 1 ⁇ .
  • US Patent 7025455 B2 claims the design of a refractive multifocal lens which makes use of an annular mask that is used to block the passage of light over the transition zone between the central and peripheral zones.
  • a pinhole or small aperture is mentioned which is not intended to induce a pinhole effect but to provide some binocularity to the lens.
  • This lens is divided into two zones; an internal called pinhole with power for near vision and an external area that covers the rest of the lens.
  • the so-called pinhole zone is monofocal and in the transition zone between the near and far vision zone it is proposed to place a mask that has an opacity of between 75 and 95% that aims to avoid unwanted optical effects of the light that passes through that area.
  • This mask and its called pinhole are not intended to generate a pinhole effect or decrease the numerical opening of the eye.
  • All the multifocal lenses mentioned have certain side effects such as the appearance of halos and the reduction of contrast. This causes many patients to be dissatisfied after surgery due to these optical side effects.
  • US4955904A refers to the use of an opaque mask in an intraocular lens with the aim of inducing a pinhole effect and, thus, increasing the depth of field of the implanted eye.
  • Said opaque mask is part of a monofocal lens and no reference is made to a multifocal system.
  • WO 201 1020078 A1 claims the design of a monofocal intraocular lens with an aperture that makes use of a ring-shaped mask.
  • This mask aims to induce the pinhole effect and thus increase the depth of field allowing to solve presbyopia.
  • the main novelty of this invention is the structure of the lens body, which makes it possible to significantly reduce its volume, which is very important to allow the lens to be implanted through a very small corneal incision.
  • This design does not refer to the inclusion of a multifocal surface in the opening area.
  • US Patent 20130238091 A1 describes an intraocular device to be implanted adjacent to an intraocular lens.
  • This device has no optical power and consists exclusively of an opaque means to block the passage of light reducing the effective aperture and thus increasing the depth of field.
  • This device has a pattern of micro holes in the surface and a central region free of material that allows the passage of light. The central hole is centered with respect to the geometric center of the system.
  • variable transmission masks or phase masks can be mentioned.
  • US 5260727 A discloses a lens with zones with variable transmittance having greater transparency in the center and less towards the periphery. According to its claims, this lens allows solving the problem of presbyopia by increasing the depth of focus by means of a mask that has variable opacities in radial areas from the center of the lens. This change in opacities can be continuous or discrete (defined zones of transmittance change).
  • the physical principle described in this patent is based on the fact that the image transmitted to the retina is a function of the integral of the light in the focal plane and is independent of pupil geometry in monofocal lenses. Therefore, it is indicated that these opacity changes will allow increasing the depth of field although it is not indicated that an attempt is made to induce a pinhole effect.
  • US Patent 7859769 B2 describes the use of a phase mask.
  • the incorporation of this mask into a possible intraocular lens is designed to extend the depth of focus in up to three diopters for an effective aperture of between 1.5 and 5 mm.
  • This opening is given by the standard pupillary size of the population although nowhere is mention made of the incorporation of a mask for blocking light and thus reducing and fixing the opening of the lens
  • the invention consists of a multifocal intraocular lens with extended depth of field according to the claims.
  • the multifocal optical zone will be referred to as the circular area with multifocal, diffractive or refractive profile, the radius of which may be up to 1.5 mm. Outside this radius, the lens will not present any multifocality but is composed of a spherical, aspherical, or flat surface.
  • the circular area defined by the internal radius of an opaque mask will be called a useful optical zone.
  • the multifocal intraocular lens with extended depth of field of the invention has, on at least one surface, a small area with multifocal profile with a defined optical axis and in the peripheral and coaxial region to the multifocal area an opaque ring-shaped mask that block the passage of light totally or partially to produce a small opening effect, so that the multifocal profile has a radius equal to or greater than the internal radius of the mask, and has at least a transition between focal areas or a diffractive step within the internal radius of the mask.
  • the multifocal circular area may have a radius equal to or greater than the internal radius of the mask to avoid dysphotopic phenomena at the border of the useful optical zone and for constructive reasons.
  • the mask may be on the surface itself with multifocal profile, within the optical body of the lens, on the opposite surface or cover the entire thickness of the optical body. And be formed by a groove that is printed on the surface of the lens or by an independent component that is fixed to the optical body after its manufacture.
  • a preferred embodiment sets an orientation mark on the mask to allow the surgeon to know the position of the lens.
  • the mask will have a transmittance of less than 10% for a wavelength of 550 nm and may be translucent to infrared radiation.
  • the typical dimensions of the mask will be: between 0.6 and 1.2 mm internal radius, and between 1.5 and 3 mm external radius. This implies that the multifocal profile typically has a radius of less than 1.5 mm.
  • the lens may have, in addition to the surface with multifocal profile, an opposite monofocal surface with toricity.
  • the surface with multifocal profile could be described by a diffractive or refractive profile, both bifocal and trifocal. Two preferred variants have been developed but not limited to these. A first one where the multifocal profile has two concentric focal zones, the first one with a transition radius, and the second with an external radius superior to the internal radius of the mask. And a second where the multifocal profile comprises circular sectors of different curvature, as will be detailed later. A light distribution of 30/70 to 70/30 can be obtained between the lens focuses (near / far).
  • the optical axis may be offset from the geometric center of the lens up to 1 mm, 0.2 being a preferred offset.
  • Figure 1 Shows a scheme of the image formation of a specific object given by a diffractive lens.
  • Figure 2 Shows the same scheme, but with the application of a mask.
  • Figure 3 Accommodation curves obtained with a monofocal lens, a diffractive lens and a diffractive lens with reduced aperture as the invention.
  • Figures 4 and 4B are two schematic views showing two preferred designs where the optical axis is offset from the indicated geometric center with a small cross
  • Figure 5 Possible mask locations: A) on the surface with multifocal profile, B) on the surface with monofocal profile and C) on the optical body.
  • Figure 6 Optical bodies and mask: A) unbound; B) united Figure 7: Example of lens with concentric focal areas.
  • FIG. 8 Configuration 1: R1 ⁇ R2, multifocal profile of the multifocal optical region with central zone for near and peripheral zone for far.
  • Figure 9 Configuration 2: R1> R2, lens design with central zone for far vision and peripheral for near vision.
  • Figure 10 Refractive bifocal lens profile with optical sectors and mask.
  • the profile has been simplified and the second surface that could be described by a spherical surface is not shown.
  • the invention comprises the design of an intraocular lens composed of an optical body (5) and with a refractive surface (2) with a multifocal profile whose optical axis (3) is 0.2 mm offset from the geometric center (4) of the lens .
  • the lens comprises an opaque or partially opaque, ring-shaped mask (1), coaxial with the multifocal profile.
  • the opaque mask (1) is aimed at partially or totally blocking the passage of light therethrough and increasing the depth of focus by reducing the numerical aperture of the eye. For this, it will have an optical transmittance of less than 10% (preferably less than 3%) for a wavelength of 550 nm, with a transmittance being preferred. Given that to achieve an adequate focus range (between 30 cm and infinity from the observer) a too small aperture is required, it is proposed to incorporate a bi or trifocal refractive or diffractive surface (2) into this reduced aperture.
  • This multifocality allows the aperture to be greater than that used to generate the pinhole effect and, consequently, avoid a drastic reduction in the light reaching the retina.
  • the lens will not present any multifaceted but is composed of a spherical surface or, failing that, a flat surface.
  • Multifocality does not have the same side effect described by patients who have been implanted with bifocal or trifocal lenses which cause halos to be seen when light objects are observed in dark environments. For example, the street luminaire at night.
  • the mask used in this design aims not only to increase the depth of field but also to reduce the halos produced.
  • the material of the lens and mask (1) must have adequate physical-optical properties to allow it to be folded and thus be able to be introduced into the eye through a small incision, as is already known for intraocular lenses.
  • Figure 1 exemplifies the formation of the image of a specific object given by a diffractive lens, as is known in the state of the art.
  • a diffractive lens In the far focus both the focused image and the unfocused focus image converge.
  • This unfocused image on the retina causes the reduction of the contrast of the perceived image and the observation of halos under the aforementioned conditions.
  • the transmitted light cone When a mask (1) is incorporated, the transmitted light cone is reduced and therefore, the effect of the perceived halo is reduced as seen in Figure 2. That is, the impact of the unfocused image on the final resulting image is much Minor.
  • the small aperture makes the optics more insensitive to post-surgical refractive errors. As is known, a refractive error near the diopter is expected, mainly in surgeries where the lens is removed.
  • the mask (1) used makes the impact of the blur on the quality of vision much lower than that observed in a patient with a conventional monofocal and multifocal intraocular lens. Although the amount of light that affects the retina is also reduced, an aperture between 1, 2 and 2.4 mm in diameter allows the transmitted light to be sufficient to perform daily tasks.
  • Previous inventions do not contemplate the incorporation of an opaque mask in visible light with a small aperture in combination with a multifocal surface, because both phenomena were considered incompatible because they can cause contrast reduction.
  • studies with an infraocular lens prototype compared to commercially available lenses and through the use of the aforementioned simulator have shown that combining these two technologies achieves a pseudoacomodative range of 3 diopters with a visual acuity equal to or greater than 0.8 in the decimal scale in the entire range mentioned.
  • the maximum visual acuity was 1, 2 in distance vision and 1, 0 in near vision.
  • Figure 3 shows the visual acuity curves as a function of the accommodative demand (accommodative curve obtained by the negative lens method) for a monofocal lens, a bifocal lens and a bifocal lens with opaque mask (1) of 2 mm diameter .
  • This figure shows the large accommodative range reached by the bifocal lens with mask (1).
  • the bifocal lens has a great reduction in visual acuity in the intermediate zone.
  • the reduced range presented by the monofocal lens is also observed. In all cases, the measurements were made on the same subject and with a 4 mm natural pupil under photopic lighting conditions.
  • Another advantage of this invention is related to the offset of the optical axis (3) with respect to the geometric center (4) of the lens.
  • the geometric center (4) is the center of the circle that delimits the lens body.
  • This invention includes the possibility of offsetting the optical axis (3) to allow the center of the translucent zone to match or approximate the achromatic axis or visual axis of the eye.
  • This achromatic axis is, in normal conditions, very close to the first image of Purkinje observed by the ophthalmologist through the surgical microscope used during the implantation of intraocular lenses.
  • the optical axis (3) of an infraocular lens there is a certain difference between the optical axis (3) of an infraocular lens and the image or first Purkinje reflex (P1), so this offset would allow the distance to be minimized during surgery and by intraocular rotation. between said optical axis (3) and P1.
  • Our preferred design includes a 0.2 mm offset between the optical axis (3) of the lens and its geometric center (4). Therefore, if the first Purkinje reflex is on the geometric center (4), the greatest difference will be 0.2 mm. On the contrary, if the center of the first Purkinje reflex is far from the geometric center (4), the lens should be rotated until this difference is as small as possible.
  • the vision quality would be reduced.
  • the decentralization of the optical axis (3) would allow the distance between said optical axis and P1 to be reduced to 0.2 mm by the correct orientation of the lens and thus allow to significantly improve the quality of vision.
  • the optical axis offset is achieved by offsetting said axis on the lens body.
  • Figure 4B shows an example of runout produced by an asymmetry of the haptics. which is achieved from designing one longer than the other in both C-shaped, plate, or any other model. In C models, it will be more difficult to specify the displacement of the optical axis since tensions are involved that can modify said position.
  • the opaque mask (1) used in this lens can be located on one of the surfaces, in the optical body (5) of the lens or it can be formed by a component that is manufactured external to the lens and joins the optical body by some physical or chemical method
  • Figure 5 shows the different options that exist to attach the mask (1) to the optical body (5) of the lens.
  • the examples shown in this figure correspond to lenses where the optical axis (3) coincides with the geometric axis (4) only for practical purposes although the same decentralization considerations mentioned above can be applied. It is also possible to make the mask (1) have the entire thickness of the optical body (5)
  • the preferred design is that which contains the mask (1) on the surface with multifocal profile, which may correspond to the anterior or posterior face of the implanted lens.
  • the opaque body that forms the mask (1) would be formed by an infrared translucent material to allow OCT imaging (Optical Coherent Tomography), a very important diagnostic device to know the state of the retina. In addition, it would allow capsulotomies that require the use of an Nd: YAG laser.
  • diffractive optics have the main advantage over a refractive surface, the independence of the distribution of light from pupil size. But in this invention, the small opening will, under normal conditions, be less than the natural pupil of the patient and therefore light variations are not expected depending on the pupillary size.
  • Our preferential design although not limited to this, includes a bifocal refractive surface with a 50/50 light distribution. This combination of small aperture and bifocal optics is sufficient to give the patient an adequate contrast in the images allowing clear viewing even in low lighting conditions.
  • the curvatures could give you an addition between 1 and 4 D. This addition is the difference in optical power between the zones.
  • the multifocal zone is circumscribed to a circle of RM radius equal to or greater than the inner radius of the mask.
  • RM is equal to the internal radius of the mask with a 2 mm diameter.
  • RT the transition radius where the focal change occurs
  • Rl the transition radius where the focal change occurs
  • the relationship of areas of the regions determines the distribution of light between the near and far foci.
  • the RT radius must be 0.707 times Rl.
  • the opaque mask is visible in visible light and the two optical regions.
  • the light distribution can be in a range between 30/70 and 70/30 between far and near respectively, the inner optical region being the near or far one as will be explained later.
  • the internal radius Rl of the mask (1) will be in a range between 0.6 and 1.2 mm.
  • the external radius RO may be between 1, 5 and 3 mm.
  • Preferred values are 0.9 mm internal radius and 2.4 mm external radius.
  • the lens body is normally formed by an RP radio optics between 2.5 and 3.5 mm, preferably 3 mm.
  • This intraocular lens is defined by two surfaces:
  • the lower surface may be spherical or aspherical and have some toricity for the correction of astigmatism, although for practical purposes and, due to the small aperture, the use of aspherical surfaces does not have a great benefit.
  • This surface will have a radius of curvature that, together with the upper surface, will determine the power of the lens.
  • RT is the transition radius between zone 1 and zone 2
  • R1 is the radius of central curvature and R2 is the radius of peripheral curvature
  • r takes values between 0 and RP which is the radius that delimits the lens in the top view of figure 7.
  • C3 is the center of curvature of the radius RX of the surface profile in the area of the mask. This radius can have a value that allows the light to focus on the retina or any other value, such as infinity. In this case, an infinite radius would describe a flat surface and could reduce the size of the intraocular lens.
  • the center of the radius of curvature R2 is also aligned with the optical axis and its distance C2 is calculated from the following equation that arises from equating equations Ec.1 and Ec.2 and replacing r with RT which is the transition radius between the two curvatures:
  • R1, R2, RX, RT and Rl are parameters that define the upper surface of the lens. All the above parameters and variables are given in mm.
  • Figures 8 and 9 show the profile of the useful optical zone that is obtained from the parameters and equations described above. Outside this useful optical zone, the opaque mask (1) that has not been represented in the graphic acts.
  • the configuration of Figure 8 is designed with the center for near vision and the periphery for far vision (R1 ⁇ R2).
  • this bifocal refractive surface may be contained in any of the two surfaces, anterior or posterior, that make up the intraocular lens.
  • Another design proposed in this invention is to develop circular sectors of the lens with different curvatures within an RM radius equal to or greater than Rl, the inner radius of the mask.
  • the curvature at a certain position of the multifocal optical zone of the lens will depend on the angle and magnitude of the lens since it is not a surface of revolution.
  • r and z C3 -
  • r and z are the radial and axial coordinates respectively of a point on the surface of the lens
  • ⁇ is the angle of the polar variable r
  • A1 and A2 are the minimum and maximum angles, measured from the horizontal, on which the lens will take the curvature with radius R1
  • R1 is the largest radius of curvature for far vision
  • R2 is the radius of curvature for near vision.
  • C3 and RX could be equal to R1 with what would be described in the area of the mask the same spherical surface that focuses the beams of infinity in the retina.
  • Figure 10 shows the aforementioned parameters. It is noted that the RM radius is, by way of example, outside the inner radius of the mask to avoid uncontrolled optical phenomena although this may be equal to Rl as proposed.
  • a top view showing the position of the polar vector r with its magnitude and angle is shown in Figure 10.A. In this figure, a lens with light distribution between 50/50 and far is shown and where angles A1 and A2 take values of -90 e and 90 e with respect to the horizontal respectively.
  • This design also allows the optical axis (3) to be offset a maximum of 1 mm from the geometric center (4) as can be seen in Figure 10.
  • a preferred design but not limited to this, would introduce an offset of 0, 2 mm between the optical axis and the geometric center.
  • the multifocal profile can be on either of the two lens surfaces.
  • the haptics (6) (holding arms) will have a specific model depending on whether it is a lens for capsular sack or another region of the eyeball.

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Abstract

Lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida que presenta, en al menos una superficie (2), una pequeña zona con perfil multifocal con un eje óptico (3) definido y en la región periférica y coaxial a la zona multifocal una máscara (1) opaca en forma de anillo que bloquea total o parcialmente el paso de la luz para producir un efecto de apertura pequeña, de forma que el perfil multifocal tiene un radio mayor que el radio interno de la máscara (1), y posee al menos una transición entre zonas focales o un escalón difractivo dentro del radio interno de la máscara (1).

Description

DESCRIPCIÓN
Lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida SECTOR DE LA TÉCNICA
La presente invención se refiere a una lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida, aplicable en el campo técnico de la oftalmología, en particular en el diseño y fabricación de lentes intraoculares. Más específicamente esta invención hace referencia a un dispositivo intraocular que presenta grandes beneficios para solucionar la presbicia que es la incapacidad de enfocar a diferentes distancias. Para esto, se propone el diseño de una lente que hace uso de una máscara con el fin de generar una apertura pequeña combinada con una superficie multifocal cuyo eje óptico puede estar hasta 1 mm desplazado del centro geométrico de la lente.
ESTADO DE LA TÉCNICA
Las lentes intraoculares son dispositivos que se implantan en el ojo para solucionar principalmente tres problemas: el error refractivo, la pérdida de acomodación o y en cirugía de catarata. La pérdida de acomodación se la denomina presbicia y está relacionada con la incapacidad del ojo humano de enfocar objetos que se encuentran a diferentes distancias debido a que el cristalino ya no posee la flexibilidad del ojo joven. Esta pérdida es gradual y comienza a ser notoria a partir de los 45-48 años. A la edad de 60 años se ha perdido, prácticamente en su totalidad, la capacidad de acomodar.
En la cirugía de catarata, el cristalino opacificado se reemplaza por otra lente para compensar el déficit dióptrico. La lente que se coloca para compensar este déficit no posee la dinámica de la lente natural del ojo (cristalino) y por consiguiente la acomodación no puede ser restaurada.
En cualquiera de las circunstancias anteriores, la lente que se implanta puede ser una lente simple que permite ver bien de lejos aunque no tendremos capacidad de enfocar de cerca y el paciente deberá utilizar gafas para esto. Otra opción es el utilizar lentes que permiten enfocar a diferentes distancias y así evitar el uso de gafas. En este caso se habla de pseudo-acomodación ya que se intenta, por medios pasivos, restaurar la capacidad de ver nítidamente objetos ubicados a diferentes distancias. La patente US 463621 1A, describe el principio de una lente bifocal refractiva. La diferencia entre la potencia para lejos y para cerca es de 2.5 y esto es lo que se denomina adición.
Por otro lado la patente US 8696746 B2 describe una lente bifocal refractiva sectorial. Esta lente contiene posee radios de curvatura que varían dependiendo del ángulo que describe un vector de posición desde el centro de la misma y no de su magnitud. Por lo tanto, esta lente no presenta un perfil de revolución. Además, no hace uso de ninguna máscara para obtener un efecto estenopéico y se indica que las superficies presentan un patrón óptico con un eje centrado a la lente.
La patente EP21 13226B1 hace referencia a una lente bifocal difractiva con corrección de la aberración esférica. Esta aberración es inducida por la córnea y tiene cierto impacto en la calidad de la imagen que se forma en la retina por lo que se propone cancelar esta aberración por medio de la lente intraocular. Los valores de aberración no son personalizados para cada paciente sino que la lente se fabrica con un valor de signo opuesto al valor medio poblacional.
La patente US 7287852 B2 reivindica en primer lugar la invención de una zona óptica que exhibe un perfil refractivo configurado para tener una profundidad de campo de al menos 1 ,1 D y cubriendo un área aproximada de 3,14 mm2. Otras reivindicaciones proponen una lente que se compone de al menos dos las zonas ópticas mencionadas en la reivindicación 1 de características similares; una de estas zonas es central circular y la otra anular periférica. Ambas zonas tienen una superficie de 3,14 mm2 y presentan la particularidad de que el camino óptico a través de zonas adyacentes desde un objeto hasta la imagen formada por esta lente tiene una diferencia de 1 μηι.
La patente US 7025455 B2 reivindica el diseño de una lente multifocal refractiva la cual hace uso de una máscara anular que se utiliza para bloquear el paso de la luz sobre la zona de transición entre la zona central y la periférica. En la invención se menciona un pinhole o apertura pequeña el cual no tiene por objetivo inducir un efecto estenopéico sino el brindar cierta binocularidad a la lente. Esta lente se divide en dos zonas; una interna denominada pinhole con potencia para visión de cerca y una zona externa que cubre el resto de la lente. La denominada zona pinhole es monofocal y en la zona transición entre la zona para visión de cerca y la de visión de lejos se propone colocar una máscara que tiene una opacidad de entre 75 y 95 % que tiene como objetivo el evitar efectos ópticos indeseados de la luz que pasa por dicha zona. Esta máscara y su denominado pinhole no tienen como objetivo el generar un efecto estenopéico o disminuir la apertura numérica del ojo.
Todas las lentes multifocales mencionadas presentan ciertos efectos colaterales como la aparición de halos y la reducción del contraste. Esto ocasiona que muchos pacientes no estén satisfechos después de la cirugía debido a estos efectos ópticos colaterales.
Otros principios utilizados en este campo para la solución de la presbicia incluyen el uso de máscaras opacas en lentes intraoculares para bloquear total o parcialmente el paso de luz y producir fenómenos que beneficien la visión a diferentes distancias.
En este sentido, la patente US4955904A hace referencia al uso de una máscara opaca en una lente intraocular con el objetivo de inducir un efecto estenopéico y, de este modo, aumentar la profundidad de campo del ojo implantado. Dicha máscara opaca forma parte de una lente monofocal y no se hace referencia a un sistema multifocal.
Por otra parte, la patente WO 201 1020078 A1 reivindica el diseño de una lente intraocular monofocal con una apertura que hace uso de una máscara en forma de añillo. Dicha máscara tiene como objetivo el inducir el efecto estenopéico y así aumentar la profundidad de campo permitiendo solucionar la presbicia. La principal novedad de esta invención es la estructura del cuerpo de la lente lo que permite reducir notablemente su volumen lo cual es muy importante para permitir que la lente se pueda implantar a través de una incisión corneal muy pequeña. Este diseño no hace alusión a la inclusión de una superficie multifocal en la zona de la apertura.
La patente US 20130238091 A1 describe un dispositivo intraocular para ser implantado adyacente a una lente intraocular. Este dispositivo no tiene potencia óptica y consiste exclusivamente de un medio opaco para bloquear el paso de luz reduciendo la apertura efectiva y así aumentar la profundidad de campo. Este dispositivo presenta un patrón de micro orificios en la superficie y una región central libre de material que permite el paso de luz. El orificio central está centrado respecto del centro geométrico del sistema.
Otra invención descrita en la patente EP 2168534 A1 hace uso de una máscara opaca con diferentes configuraciones para inducir un efecto estenopéico. En esta invención no se menciona la incorporación de una superficie multifocal. Además de las diferencias reseñadas respecto de la invención, en ninguno de los casos anteriores se propone el descentramiento del eje óptico de la apertura reducida respecto del centro geométrico de la lente por lo que no es posible modificar la posición de dicha apertura respecto del eje visual del ojo.
Por último se pueden mencionar el uso de máscaras de transmisión variable o máscaras de fase.
La patente US 5260727 A describe una lente con zonas con transmitancia variable teniendo mayor transparencia en el centro y menor hacia la periferia. De acuerdo con sus reivindicaciones, esta lente permite solucionar el problema de la presbicia aumentando la profundidad de foco por medio de una máscara que tiene opacidades variables en zonas radiales desde el centro de la lente. Este cambio de opacidades puede ser continuo o discreto (zonas definidas de cambio de transmitancia) El principio físico descrito en esta patente, se basa en que la imagen transmitida a la retina es una función de la integral de la luz en el plano focal y es independiente de la geometría pupilar en lentes monofocales. Por lo que se indica que estos cambios de opacidad permitirán aumentar la profundidad de campo aunque no se indica que se intente inducir un efecto estenopéico.
La patente US 7859769 B2 describe el uso de una máscara de fase. La incorporación de esta máscara a una posible lente intraocular se diseña para extender la profundidad de foco en hasta tres dioptrías para una apertura efectiva de entre 1 .5 y 5 mm. Esta apertura, como bien se especifica en la descripción del invento, viene dada por el tamaño pupilar norma de la población aunque en ningún lugar se hace mención a la incorporación de una máscara para el bloqueo de la luz y así reducir y fijar la apertura de la lente.
Todas estas lentes ofrecen soluciones parciales y son susceptibles de mejora como demuestra la lente de la invención, cuyas ventajas se irán reseñando a lo largo de la memoria.
BREVE EXPLICACIÓN DE LA INVENCIÓN La invención consiste en una lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida según las reivindicaciones. En la memoria, incluyendo las reivindicaciones, se denominará zona óptica multifocal al área circular con perfil multifocal, difractivo o refractivo, cuyo radio puede ser de hasta 1 .5 mm. Por fuera de dicho radio, la lente no presentará ninguna multifocalidad sino que está por compuesta por una superficie esférica, asférica, o plana. Además, se denominará zona óptica útil al área circular definida por el radio interno de una máscara opaca.
La lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida de la invención presenta, en al menos una superficie, una pequeña zona con perfil multifocal con un eje óptico definido y en la región periférica y coaxial a la zona multifocal una máscara opaca en forma de anillo que bloquea total o parcialmente el paso de la luz para producir un efecto de apertura pequeña, de forma que el perfil multifocal tiene un radio igual o mayor que el radio interno de la máscara, y posee al menos una transición entre zonas focales o un escalón difractivo dentro del radio interno de la máscara.
Si bien la máscara bloquea la luz visible que incide sobre la misma, el área circular multifocal puede tener un radio igual o mayor al radio interno de la máscara para evitar fenómenos disfotópsicos en la frontera de la zona óptica útil y por motivos constructivos.
La máscara podrá estar en la propia superficie con perfil multifocal, dentro del cuerpo óptico de la lente, en la superficie opuesta o cubrir todo el espesor del cuerpo óptico. Y estar formada por un tiente que se imprime sobre la superficie de la lente o por un un componente independiente que se fija al cuerpo óptico tras su fabricación. Una realización preferente fija una marca de orientación en la máscara para permitir al cirujano conocer la posición de la lente.
Preferentemente la máscara poseerá una transmitancia inferior al 10% para una longitud de onda de 550 nm y podrá ser translúcida a la radiación infrarroja.
Las dimensiones típicas de la máscara serán: entre 0,6 y 1 ,2 mm de radio interno, y entre 1 ,5 y 3 mm de radio externo. Esto implica que el perfil multifocal tiene típicamente un radio inferior a 1 ,5 mm. La lente podrá poseer, además de la superficie con perfil multifocal, una superficie opuesta monofocal con toricidad. La superficie con perfil multifocal podría estar descrita por un perfil difractivo o refractivo, tanto bifocal como trifocal. Se han desarrollado dos variantes preferentes aunque no limitadas a estas. Una primera donde el perfil multifocal posee dos zonas focales concéntricas, la primera de radio de transición, y la segunda de radio externo superior al radio interno de la máscara. Y una segunda donde el perfil multifocal comprende sectores circulares de curvatura diferente, como se detallará más adelante. Entre los focos de la lente (cerca/lejos) se podrá obtener una distribución de luz de 30/70 hasta 70/30.
En ambos casos, el eje óptico podrá estar descentrado respecto del centro geométrico de la lente hasta 1 mm siendo 0,2 un descentramiento preferente.
DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS
Para una mejor comprensión de la invención, se incluyen las siguientes figuras con ejemplos de modos de realización.
Figura 1 : Muestra un esquema de la formación de la imagen de un objeto puntual dada por una lente difractiva.
Figura 2: Muestra el mismo esquema, pero con la aplicación de una máscara.
Figura 3: Curvas de acomodación obtenidas con una lente monofocal, una lente difractiva y una lente difractiva con apertura reducida como la invención.
Figuras 4 y 4B: Son dos vistas esquematizadas que muestran dos diseños preferentes donde el eje óptico se encuentra descentrado respecto del centro geométrico indicado con una cruz pequeña
Figura 5: Posibles ubicaciones de la máscara: A) en la superficie con perfil multifocal, B) en la superficie con perfil monofocal y C) en el cuerpo óptico.
Figura 6: Cuerpos ópticos y máscara: A) sin unir; B) unidos Figura 7: Ejemplo de lente con zonas focales concéntricas.
Figura 8: Configuración 1 : R1 <R2, perfil multifocal de la región óptica multifocal con zona central para cerca y zona periférica para lejos.
Figura 9: Configuración 2: R1 >R2, diseño de lente con zona central para visión de lejos y periférica para visión de cerca. Figura 10: Perfil de lente bifocal refractiva con sectores ópticos y máscara. A) Vista superior y B) vista frontal del perfil con distribución de luz c 50/50. En la figura B se ha simplificado el perfil y no se muestra la segunda superficie que podría estar descrita por una superficie esférica. MODOS DE REALIZACIÓN DE LA INVENCIÓN
A continuación se pasa a describir de manera breve un modo de realización de la invención, como ejemplo ilustrativo y no limitativo de ésta. La invención comprende el diseño de una lente intraocular compuesta por un cuerpo óptico (5) y con una superficie (2) refractiva con un perfil multifocal cuyo eje óptico (3) está 0,2 mm desplazado del centro geométrico (4) de la lente. La lente comprende una máscara (1 ) opaca o parcialmente opaca, con forma de anillo, coaxial con el perfil multifocal.
La máscara (1 ) opaca tiene por objetivo el bloquear parcial o totalmente el paso de luz a su través y aumentar la profundidad de foco al reducir la apertura numérica del ojo. Para ello tendrá una transmitancia óptica inferior al 10% (preferentemente inferior al 3 %) para una longitud de onda de 550 nm, siendo preferente una transmitancia. Dado que para alcanzar un rango de enfoque adecuado (entre 30 cm y el infinito desde el observador) se requiere una apertura demasiado pequeña, se propone incorporar a esta apertura reducida, una superficie (2) refractiva o difractiva bi o trifocal.
Esta multifocalidad permite que la apertura sea mayor que la utilizada para generar el efecto estenopéico y, por consiguiente, evitar una drástica reducción de la luz que llega a la retina. Fuera de la zona óptica multifocal, la lente no presentará ninguna multif ocal ¡dad sino que está compuesta por una superficie esférica o, en su defecto, por una superficie plana.
La multifocalidad no tiene el mismo efecto colateral descrito por pacientes que han sido implantados con lentes bifocales o trifocales las cuales provocan la visión de halos cuando se observan objetos lumínicos en ambientes oscuros. Por ejemplo, la luminaria de la calle a la noche. La máscara utilizada en este diseño tiene como objetivo no solo el aumentar la profundidad de campo sino además disminuir los halos producidos. El material de la lente y de la máscara (1 ) deberá poseer propiedades físico-ópticas adecuadas para permitir ser plegada y así poder ser introducida en el ojo a través de una pequeña incisión, tal y como ya es conocido para lentes intraoculares.
En la figura 1 se ejemplifica la formación de la imagen de un objeto puntual dada por una lente difractiva, como es conocido en el estado de la técnica. En el foco de lejos convergen tanto la imagen enfocada como la imagen del foco de cerca desenfocada. Esta imagen desenfocada en la retina produce la reducción del contraste de la imagen que se percibe y la observación de halos en las condiciones antes mencionadas. Cuando se incorpora una máscara (1 ) se reduce el cono de luz transmitido y por consiguiente, se reduce el efecto del halo percibido como se observa en la figura 2. Es decir, el impacto de la imagen desenfocada sobre la imagen resultante final es mucho menor. Además, la apertura pequeña hace que la óptica tenga una mayor insensibilidad a los errores refractivos postquirúrgicos. Como es sabido, es esperable un error refractivo cercano a la dioptría, principalmente en las cirugías donde se extrae el cristalino. La máscara (1 ) utilizada hace que el impacto del desenfoque sobre la calidad de visión sea muy inferior al observado en un paciente con una lente intraocular convencional tanto monofocal como multifocal. Si bien la cantidad de luz que incide en la retina también se reduce, una apertura de entre 1 ,2 y 2,4 mm de diámetro permite que la luz transmitida sea suficiente para realizar las tareas cotidianas.
Mediante un simulador de visión a través de lentes intraoculares (El divulgado en US 20130250245 A1 ) se ha podido verificar este resultado. Este simulador permite observar objetos a través de la lente intraocular que se desee de forma totalmente no invasiva. Esto se consigue por medio de un implante virtual de la lente. Mediante el uso de este dispositivo se ha podido comprobar que la máscara (1 ) incorporada a una lente bifocal aumenta la profundidad de foco y reduce los halos que se observan respecto de una lente bifocal cuyo perfil difractivo abarca la totalidad del área óptica.
Las invenciones previas no contemplan la incorporación de una máscara opaca a la luz visible con una apertura pequeña en combinación con una superficie multifocal, debido a que ambos fenómenos eran considerados incompatibles porque pueden producir reducción del contraste. Pero los estudios realizados con un prototipo de lente infraocular comparado con lentes comercialmente disponibles y mediante el uso del simulador antes mencionado ha demostrado que combinando estas dos tecnologías se consigue un rango pseudoacomodativo de 3 dioptrías con una agudeza visual igual o superior a 0,8 en la escala decimal en todo el rango mencionado. La máxima agudeza visual fue de 1 ,2 en visión de lejos y 1 ,0 en visión de cerca.
La figura 3 muestra las curvas de agudeza visual en función de la demanda acomodativa (curva acomodativa obtenida por el método de las lentes negativas) para una lente monofocal, una lente bifocal y una lente bifocal con máscara (1 ) opaca de 2 mm de diámetro. En esta figura se observa el gran rango acomodativo que alcanza la lente bifocal con máscara (1 ). En cambio, la lente bifocal presenta una gran reducción de la agudeza visual en la zona intermedia. También se observa el reducido rango presentado por la lente monofocal. En todos los casos, las medidas se realizaron sobre el mismo sujeto y con una pupila natural de 4 mm en condiciones fotópicas de iluminación.
Si bien estos resultados muestran mejoras en la agudeza visual obtenida, también se deben mencionar otros factores como la reducción de halos y el mayor contraste percibido en condiciones fotópicas. Además, por supuesto, de la gran mejora obtenida en visión intermedia.
Otra ventaja de esta invención está relacionada con el descentramiento del eje óptico (3) respecto del centro geométrico (4) de la lente. Se entiende por centro geométrico (4) el centro del círculo que delimita el cuerpo de la lente. En esta invención se incluye la posibilidad de descentrar el eje óptico (3) para permitir que el centro de la zona translúcida coincida o se aproxime el eje acromático u eje visual del ojo. Este eje acromático se encuentra, en condiciones normales, muy próximo a la primer imagen de Purkinje observada por el oftalmólogo a través del microscopio quirúrgico utilizado durante el implante de lentes intraoculares. Generalmente, existe cierta diferencia entre el eje óptico (3) de una lente infraocular y la imagen o primer reflejo de Purkinje (P1 ) por lo que este descentramiento permitiría que, durante la cirugía y mediante la rotación de la intraocular, se minimice la distancia entre dicho eje óptico (3) y P1 . Nuestro diseño preferente, incluye un descentramiento de 0,2 mm entre el eje óptico (3) de la lente y su centro geométrico (4). Por lo tanto, si el primer reflejo de Purkinje está sobre el centro geométrico (4) la mayor diferencia será de 0,2 mm. Por el contrario, si el centro del primer reflejo de Purkinje se encuentra alejado del centro geométrico (4), se deberá rotar la lente hasta conseguir que dicha diferencia sea la menor posible.
Solo cuando el primer reflejo de Purkinje (P1 ) se encuentre a 0,2 mm del centro geométrico (4), se podrá colocar el eje óptico (3) de la lente perfectamente alineada con la imagen P1 . Por último, cuando la imagen P1 se encuentre a más de 0,2 mm del centro geométrico (4) de la lente, se rotará la lente intraocular buscando minimizar dicha distancia. El hecho de que el descentramiento inducido del eje óptico sea de 0,2 mm se debe a que en caso que la imagen P1 esté perfectamente centrada con el centro geométrico, el máximo descentramiento será 0,2 mm el cual es perfectamente tolerado por el sistema óptico del ojo.
Por el contrario, si la imagen P1 estuviera a, por ejemplo, 0,4 mm del centro geométrico (4) de la lente se reduciría la calidad de visión. Pero en este caso, el descentramiento del eje óptico (3) permitiría que la distancia entre dicho eje óptico y P1 pueda reducirse a 0,2 mm mediante la correcta orientación de la lente y así permitir mejorar notablemente la calidad de visión.
En las figuras 4A y 4B se muestran dos diseños preferentes, aunque no limitados a estos, donde el eje óptico se encuentra descentrado respecto del centro geométrico indicado con una cruz pequeña. Esta cruz no es parte del diseño y durante el implante se desconoce su posición exacta aunque a fines prácticos es irrelevante.
En el ejemplo mostrado en la figura 4A el descentramiento del eje óptico se consigue a partir de descentrar dicho eje sobre el cuerpo de la lente. En la figura 4B se muestra un ejemplo de descentramiento producido por medio de una asimetría de los hápticos lo que se consigue a partir diseñar uno más largo que el otro tanto en apticos en forma de C, plato, o cualquier otro modelo. En los modelos en C, será más difícil precisar el desplazamiento del eje óptico ya que intervienen tensiones que pueden modificar dicha posición.
La máscara (1 ) opaca utilizada en esta lente puede estar ubicada en una de las superficies, en el cuerpo óptico (5) de la lente o puede estar formada por un componente que se fabrica externo a la lente y une al cuerpo óptico por algún método físico o químico. La figura 5 muestra las diferentes opciones que existen para acoplar la máscara (1 ) al cuerpo óptico (5) de la lente. Los ejemplos mostrados en esta figura corresponden a lentes donde el eje óptico (3) coincide con el eje geométrico (4) solo a efectos prácticos aunque se pueden aplicar las mismas consideraciones de descentramiento antes mencionadas. Es igualmente posible hacer que la máscara (1 ) posea todo el espesor del cuerpo óptico (5)
El diseño preferente es el que contiene la máscara (1 ) en la superficie con perfil multifocal, que puede corresponder a la cara anterior o posterior de la lente implantada.
Otra propuesta de esta invención, aunque no limitado a esta, es fabricar la lente utilizando dos cuerpos con características ópticas diferentes y unirlos o adherirlos por medios físicos, mecánicos y/o químicos. Este procedimiento de fabricación permitiría el mecanizado o moldeado de los dos componentes por separado. La figura 6 ejemplifica este diseño.
En un diseño preferencial, aunque no limitado a este, el cuerpo opaco que forma la máscara (1 ) estaría formado por un material translúcido al infrarrojo para permitir la toma de imágenes de OCT (del inglés Optical Coherent Tomography), dispositivo de diagnóstico muy importante para conocer el estado de la retina. Además, permitiría realizar capsulotomías que requieren el uso de un láser Nd:YAG.
Respecto del cuerpo óptico (5), si bien tanto una superficie difractiva como refractiva mejoran la profundidad de campo, nuestro diseño preferencial, aunque no limitado a este, hace uso de una superficie refractiva. El principal motivo es que los altos órdenes difractivos tienen dos efectos colaterales no deseados. Por un lado, reducen la luz total útil entre un 10 y un 20% disminuyendo de esta forma el contraste en la imagen final. Por otro lado, esta luz no útil es producida por altos órdenes que enfocan la imagen en distancias no deseadas lo que se convierte, en determinadas condiciones, en una mayor percepción de halos.
Además, cabe mencionar que la óptica difractiva tiene como principal ventaja respecto de una superficie refractiva, la independencia de la distribución de la luz respecto del tamaño pupilar. Pero en esta invención, la pequeña apertura será, en condiciones normales, inferior a la pupila natural del paciente y por lo tanto no se esperan variaciones de luz en función del tamaño pupilar.
Otra de las ventajas de utilizar una superficie refractiva es la posibilidad de aplicar tratamientos para pulir la superficie, los cuales no pueden ser aplicados en lentes difractivas en su gran mayoría. Hemos podido observar con el simulador de implantes de lentes intraoculares una diferencia significativa entre lentes pulidas y no pulidas. Las lentes no pulidas presentan un mayor grado difusión de la luz debido a la rugosidad de la superficie. Si bien esto puede tener un pequeño impacto en lentes de diámetro convencional, en el caso de esta lente de apertura pequeña es imprescindible limitar todas las fuentes de pérdida de energía que además ocasionan reducción del contraste.
Nuestro diseño preferencial, aunque no limitado a este, incluye una superficie refractiva bifocal con una distribución de luz 50/50. Esta combinación de apertura pequeña y óptica bifocal es suficiente para dar al paciente un adecuado contraste en las imágenes permitiendo ver nítidamente, incluso, en condiciones de baja iluminación. Las curvaturas le podrían otorgar una adición comprendida entre 1 y 4 D. Dicha adición es la diferencia de potencia óptica entre las zonas.
La zona multifocal se encuentra circunscripta a un círculo de radio RM igual o mayor al radio interno de la máscara. En un diseño preferencial, RM es igual al radio interno de la máscara con diamátro de 2 mm.
Si llamamos Rl al radio interno de la máscara (1 ), RT al radio de transición donde se produce el cambio focal (RI>RT), se definen dos regiones ópticas determinadas por los radios RT y Rl. La relación de áreas de las regiones determina la distribución de luz entre los focos de cerca y de lejos. Para tener una distribución de luz de aproximadamente 50/50 el radio RT debe ser 0,707 veces Rl. En la vista superior de la figura 7 se observa la máscara opaca a la luz visible y las dos regiones ópticas. La distribución de luz puede estar comprendida en un rango entre 30/70 y 70/30 entre lejos y cerca respectivamente, pudiendo ser la región óptica interior la de cerca o la de lejos como se explicará más adelante.
Normalmente, el radio interno Rl de la máscara (1 ) estará comprendido en un rango entre 0,6 y 1 ,2 mm. A su vez, el radio externo RO podrá estar comprendido entre 1 ,5 y 3 mm. Se propone como valores preferentes 0,9 mm de radio interno y 2,4 mm de radio externo. El cuerpo de la lente está normalmente formado por una óptica de radio RP de entre 2,5 y 3,5 mm, preferentemente 3 mm.
Esta lente intraocular se define mediante dos superficies: La superficie inferior puede ser esférica o asférica y tener cierta toricidad para la corrección del astigmatismo, aunque a fines prácticos y, debido a la pequeña apertura, el uso de superficies asféricas no presenta un gran beneficio. Esta superficie presentará un radio de curvatura que, junto con la superficie superior, determinarán la potencia de la lente.
La superficie superior está determinada por la siguiente ecuación matemática que describe el perfil de revolución de la lente en función de la distancia al eje óptico. (Ver las figuras 8 y 9) Si r<RT z = Rl - \ VR12 - r2 \ Ec. 1
Si RM>r>RT z = C2 - \ yR22 - r2 \ Ec. 2
Si r>RM z = C3 - | MRX2 - r2 | Ec.3
Donde r y z son las coordenadas radial y axial respectivamente de un punto de la superficie de la lente, RT es el radio de transición entre la zona 1 y la zona 2, R1 es el radio de curvatura central y R2 es el radio de curvatura periférico, r toma valores entre 0 y RP que es el radio que delimita la lente en la vista superior de la figura 7. C3 es el centro de curvatura del radio RX del perfil de la superficie en la zona de la máscara. Este radio puede tener un valor que permita enfocar la luz en la retina u otro valor cualquiera, como por ejemplo, infinito. En este caso, un radio infinito describiría una superficie plana y podría permitir reducir el tamaño de la lente intraocular. El radio de curvatura R1 tiene su centro en el eje óptico de la lente y a una distancia C1 =R1 que es un valor establecido en el diseño de la lente.. El centro del radio de curvatura R2, está igualmente alineado con el eje óptico y su distancia C2 se calcula partir de la siguiente ecuación que surge de igualar las ecuaciones Ec.1 y Ec.2 y reemplazar r por RT que es el radio de transición entre las dos curvaturas:
C2 = Rl - Vfíl2 - RT2 + VR22 - RT2 Ec. 4 R1 , R2, RX, RT y Rl son parámetros que definen la superficie superior de la lente. Todos los parámetros y variables anteriores están dados en mm.
La figura 8 y 9 muestran el perfil de la zona óptica útil que se obtiene a partir de los parámetros y las ecuaciones antes descritas. Por fuera de esta zona óptica útil, actúa la máscara (1 ) opaca que no ha sido representada en el gráfico. La configuración de la figura 8 está diseñada con el centro para visión de cerca y la periferia para visión de lejos (R1 <R2). Lo opuesto sucede en la configuración de la figura 9 donde el centro es para visión lejana y la periferia es para visión de cerca (R1 >R2). Como se ha indicado anteriormente, esta superficie refractiva bifocal puede estar contenida en cualquiera de las dos superficies, anterior o posterior, que conforman la lente intraocular.
Otro diseño que se propone en esta invención es desarrollar sectores circulares de la lente con curvaturas diferentes dentro de un radio RM igual o mayor a Rl, el radio interior de la máscara. Preferentemente RM=RI= 2 mm. De este modo la curvatura en una posición determinada de la zona óptica multifocal de la lente dependerá del ángulo y de la magnitud del mismo ya que no se trata de una superficie de revolución.
Para r<RM
Si A1 <B<A2 z = Rl - I Vfíl2 - r2 | Ec. 5
En otro caso z = C2 - \ Vfí22 - r2 | Ec. 6
Donde C2 = Rl - \ VR12 - RM2 \ + \ VR22 - RM2 \ Ec.7
Si r>RM z = C3 - | VHX2 - r21 Ec.8 Donde r y z son las coordenadas radial y axial respectivamente de un punto de la superficie de la lente, β es el ángulo de la variable polar r, A1 y A2 son los ángulos mínimo y máximos, medidos desde la horizontal, sobre los cuales la lente tomará la curvatura con radio R1 , R1 es el radio de curvatura mayor para visión de lejos y R2 es el radio de curvatura para visión de cerca. En este diseño en particular C3 y RX podrían ser igual a R1 con lo que se describiría en la zona de la máscara la misma superficie esférica que enfoca los haces del infinito en la retina. Por el contrario se podría dar un valor constante a Z cuando r>RM con lo que se describiría una superficie plana. El centro C2 del radio de curvatura R2 se calcula partir de ecuación 7 que surge de igualar las ecuaciones Ec.5 y Ec.6 y reemplazar r por RM que es el radio que circunscribe la zona bifocal.
La figura 10 muestra los parámetros antes mencionados. Se observa que el radio RM está, a modo de ejemplo, por fuera del radio interno de la máscara para evitar fenómenos ópticos incontrolados aunque este puede ser igual a Rl como fuera propuesto. En la figura 10.A se muestra una vista superior donde se representa la posición del vector polar r con su magnitud y ángulo. En esta figura se ha representado una lente con distribución de luz entre lejos y cerca 50/50 y donde los ángulos A1 y A2 toman valores de -90e y 90e respecto de la horizontal respectivamente.
Este diseño también permite que el eje óptico (3) pueda estar descentrado un máximo de 1 mm respecto del centro geométrico (4) como se puede ver en la figura 10. Un diseño preferente pero no limitado a este, introduciría un descentramiento de 0,2 mm entre el eje óptico y el centro geométrico.
Como ya fuera mencionado en el diseño anterior, el perfil multifocal puede estar en cualquiera de las dos superficies de la lente. Los hápticos (6) (brazos de sujeción) tendrán un modelo determinado dependiendo de si se trata de una lente para saco capsular u otra región del globo ocular.

Claims

REIVINDICACIONES 1 - Lente intraocular multifocal con profundidad de campo extendida, caracterizada por presentar, en al menos una superficie (2), una pequeña zona con perfil multifocal con un eje óptico (3) definido y en la región periférica y coaxial a la zona multifocal una máscara
(1 ) opaca en forma de anillo que bloquea total o parcialmente el paso de la luz para producir un efecto de apertura pequeña, de forma que el perfil multifocal tiene un radio mayor o igual que el radio interno de la máscara (1 ), y posee al menos una transición entre zonas focales o un escalón difractivo dentro del radio interno de la máscara (1 ).
2- Lente, según la reivindicación 1 , donde la máscara (1 ) está ubicada en la superficie
(2) con perfil multifocal.
3- Lente, según la reivindicación 1 , donde la máscara (1 ) está ubicada dentro del cuerpo óptico (5) de la lente.
4- Lente, según la reivindicación 1 ó 2, donde la máscara (1 ) está formada por un componente unido al cuerpo óptico. 5- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde la máscara (1 ) posee todo el espesor del cuerpo óptico (5).
6- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde la máscara (1 ) posee una transmitancia inferior al 10% para una longitud de onda de 550 nm.
7- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde la máscara (1 ) es translúcida a la radiación infrarroja.
8- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde el radio interno de la máscara (1 ) es de entre 0,6 y 1 ,2 mm, y el radio externo está comprendido entre 1 ,5 y
3 mm, y el perfil multifocal tiene un radio inferior a 1 ,5 mm.
9- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde la máscara (1 ) posee una marca (7) de orientación. 10- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde la lente posee una superficie (2) con perfil multifocal y una superficie opuesta esférica o asférica con toricidad. 1 1 - Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, donde la superficie (2) es refractiva.
12- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, cuyo perfil multifocal posee dos zonas focales concéntricas, la primera de radio de transición, y la segunda de radio externo igual o mayor al radio interno de la máscara (1 ).
13- Lente, según la reivindicación 12, cuyo eje óptico (3) está descentrado respecto del centro geométrico (4) de la lente. 14- Lente, según la reivindicación 13, donde el eje óptico (3) está descentrado 0,2 mm del centro geométrico (4).
15- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones 12 a 14, con una distribución de luz entre zonas focales de entre 30/70 y 70/30.
16- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 1 1 , donde el perfil multifocal comprende dos sectores circulares con curvatura diferente.
17- Lente, según la reivindicación 16, donde el eje óptico (3) está descentrado 0,2 mm del centro geométrico (4).
18- Lente, según cualquiera de las reivindicaciones 16 a 17, con una distribución de luz entre sectores circulares de entre 30/70 y 70/30.
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