ES2325988T3 - Lente oftalmico multifocal. - Google Patents
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Abstract
Un método para diseñar un lente oftálmico multifocal difractivo con un foco de base y al menos un foco adicional, capaz de reducir aberraciones de un ojo para al menos uno de los focos después de su implantación, que comprende las etapas de: (i) caracterizar al menos una superficie de la córnea como un modelo matemático; (ii) calcular las aberraciones resultantes de dicha superficie de la córnea empleando dicho modelo matemático; (iii) modelar el lente oftálmico multifocal difractivo que tiene una superficie aesférica de tal manera que un frente de onda que llegue de un sistema óptico que comprende dicho lente y dicha al menos una superficie de córnea obtenga una aberración cromática reducida y una aberración monocromática reducida para por lo menos uno de los focos.
Description
Lente oftámico multifocal.
La presente invención se relaciona con lentes
oftálmicos multifocales, y más en detalle con un lente intraocular
multifocal con aberraciones reducidas.
En general un lente multifocal se requiere para
proveer una cierta potencia para la visión lejana y diferentes
potencias, usualmente más grandes (más positivas), para la visión
media y cercana, denominándose a veces la potencia adicional para
la visión media y cercana como "ayuda media" y "ayuda
cercana", las cuales se expresan usualmente en dioptrías. Los
lentes multifocales con dos focos son denominados bifocales.
Comparados con los lentes oftálmicos
monofocales, los lentes oftálmicos multifocales ofrecen la ventaja
de una dependencia reducida de los espéculos, a la vez que los
pacientes con lentes monofocales generalmente necesitan gafas para
leer. En una situación ideal, el paciente tendrá una buena visión en
distancia y en la cercanía, mientras que la profundidad de foco le
permitirá la visión en la zona intermedia. En esta situación, el
paciente no necesita gafas en ninguna situación. Sin embargo puesto
que un lente multifocal divide la longitud disponible en dos o más
focos, la calidad visual en cada foco es reducida de alguna manera.
Cuando un objeto distante es enfocado sobre la retina, se
superimpone una imagen borrosa debido a la presencia del foco
adicional y viceversa, lo cual obviamente reduce la calidad de la
imagen. La calidad visual reducida puede ser dividida en
sensibilidad reducida al contraste y apariencia de fenómenos
ópticos, tales como luz parásita y halos. Además un paciente tiene
que pasar por un período de aprendizaje después de la implantación,
puesto que dos (o más) imágenes simultáneas desplegadas en la retina
pueden ser confusas al comienzo. En la mayoría de los casos, la
imagen borrosa es descartada por la percepción visual humana y el
sistema de procesamiento de la retina.
Usualmente, los lentes multifocales son
diseñados de acuerdo con uno o más de los siguientes principios
ópticos.
1. Tipo Difractivo: Lente refractivo
convencional combinado con óptica difractiva que divide la luz en
dos o más puntos focales.
2. Óptica refractiva con zonas/anillos anulares
con diferentes radios de curvatura.
Ejemplos de lentes intraoculares bifocales y
multifocales se describen en US 4,642,112 y US 5, 089,024. Ejemplo
de lentes multifocales disponibles comercialmente son: Modelo
CeeON®, Modelo 811 E, Pharmacia, Kalamazoo, MI y SA 40, AMO,
Irvine, CA. El primero está basado en óptica difractiva, mediante la
cual la luz es dividida en dos puntos focales, uno para la visión
de distancia y otro para la visión cercana. Este último es una
óptica multifocal dominante de la distancia, de zona progresiva con
una ayuda cercana de 3,5 dioptrías.
Después de la implantación IOL, puede corregirse
cualquier desenfoque remanente (esfera) y astigmatismo (cilindro)
mediante gafas o lentes de contacto. Además podrían estar presentes
desenfoque de primer orden y astigmatismo del ojo junto con otro
cierto número de defectos de la visión. Por ejemplo aberraciones de
diferentes órdenes se presentan cuando el frente de ondas pasa a
través de una superficie refractante. El frente de ondas mismo se
hace aesférico cuando pasa sobre una superficie óptica que tiene
imperfecciones, y se presentan defectos de visión cuando el frente
de onda esférico cae sobre la retina. Tanto la córnea y el lente en
la bolsa capsular contribuyen así a estos tipos de defectos de la
visión si se desvían de ser perfectos o de elementos ópticos que
compensan perfectamente. El término aesférico en este texto incluirá
tanto la esfericidad como la asimetría. Una superficie aesférica
puede ser bien una superficie simétrica rotacionalmente o una
superficie asimétrica rotacionalmente y/o una superficie irregular,
esto es, todas las superficies que no son esféricas.
Recientemente, en estudios sobre individuos
mayores, se ha descubierto que la calidad visual de los ojos que
tienen un IOL monofocal implantado, con superficies de lentes
esféricas (de aquí en adelante denominadas como lentes
intraoculares convencionales (CIOL) ) es comparable con los ojos
normales en una población de la misma edad. Consecuentemente, un
paciente de 70 años de edad con cataratas solamente puede esperar
obtener la calidad visual de una persona sin cataratas de la misma
edad después de la implantación quirúrgica de un lente intraocular,
aunque tales lentes objetivamente hayan sido vistos como ópticamente
superiores a los lentes naturales del cristalino. Este resultado se
explica por el hecho de que los CIOL no están adaptados para
compensar los defectos del sistema óptico del ojo humano, a saber
aberraciones ópticas.
Con el fin de mejorar el rendimiento de los
lentes intraoculares implantados, se han hecho esfuerzos para
proveer lentes intraoculares para implantación que compensen al
menos parcialmente tales aberraciones (aberración reducida IOL, o
RAJOL). La solicitud del propio solicitante WO 01/89424 divulga un
lente oftálmico que provee al ojo con aberraciones disminuidas y un
método para obtenerlo. Esté documento constituye el preámbulo de
las reivindicaciones independientes 1, 36 y 71. El método comprende
las etapas de caracterizar al menos una superficie de la córnea
como un modelo matemático, calculando las aberraciones resultantes
de dicha superficie de la córnea empleando dicho modelo matemático,
seleccionando la potencia óptica del lente intraocular. A partir de
esta información, se modela un lente oftálmico de manera que un
frente de onda que llega de un sistema óptico que comprende dichos
lentes y ese modelo de córnea obtiene aberraciones reducidas en el
ojo. El lente oftálmico tal como se obtiene por los métodos es así
capaz de reducir las aberraciones del ojo.
En los lentes multifocales corrientes, la
calidad óptica es más baja que para los lentes monofocales
corrientes. Esto muestra en contraste mediciones de sensibilidad en
pacientes seudofáquicos. Puesto que la calidad visual de los lentes
multifocales es relativamente baja, incluso mejoras menores en la
calidad óptica llevará a mejoras visibles.
Tanto WO 00/76426 y US 6,457,826 mencionan la
posibilidad de hacer un BIOL aesférico. W0 00/76426 no divulga el
uso de ninguna característica esférica específica en lente, pero
sólo menciona la posibilidad de combinar una esfera con un patrón
de difracción. Sin embargo, US 6,457,826 establece que las
correcciones ópticas pueden hacerse confiriendo aesfericidad a una
superficie IOL, pero no se describe en total como puede hacerse
esto.
En vista de lo anterior, es por lo tanto
evidente que hay una necesidad de lentes oftálmicos multifocales
que se adapten mejor para compensar las aberraciones causadas por
las superficies individuales del ojo, tales como las superficies de
la córnea, y capaces de corregir mejor las aberraciones diferentes
al desenfoque y el astigmatismo, tal como lo proporcionan los
lentes intraoculares multifocales convencionales.
El objetivo de la invención es proveer un lente
intraocular multifocal y un método para diseñar los mismos, que
superen las desventajas de los dispositivos y métodos de la técnica
anterior. Esto se logra por el método según se define en las
reivindicaciones 1, 40 y 81, y por los lentes oftálmicos
multifocales tal como se definen en las reivindicaciones 102, 103 y
146.
Una ventaja con los lentes intraoculares
multifocales de acuerdo con la presente invención es la calidad
visual mejorada que puede ser obtenida.
Las reivindicaciones independientes 1, 36 y 71
están dirigidas a la invención.
Realizaciones de la invención están definidas en
las reivindicaciones dependientes.
La figura 1 muestra una función de transferencia
por modulación para un lente intraocular bifocal de acuerdo con la
presente invención y un lente bifocal convencional.
La figura 2 muestra una función de transferencia
de modulación medida para un lente intraocular bifocal de acuerdo
con la presente invención y un lente bifocal convencional.
La figura 3 muestra una aberración cromática
longitudinal como una función de la longitud de onda para el foco
cercano y lejano.
Las figuras 4A y 4B muestran la función de
transferencia de modulación para un lente intraocular bifocal de
acuerdo con dos realizaciones de la presente invención y de acuerdo
con un lente bifocal convencional.
La presente invención en general se relaciona
con lentes oftálmico multifocales y con métodos para obtener dicho
lentes intraoculares multifocales que son capaces de reducir las
aberraciones del ojo para al menos un foco. Por aberraciones en
este contexto se entiende aberraciones del frente de onda. Esto se
basa en el entendimiento de que un frente de onda convergente debe
ser perfectamente esférico para formar una imagen puntual, esto es,
si se tiene que formar una imagen perfecta sobre la retina del ojo,
habiendo pasado el frente de onda por las superficies ópticas del
ojo, tal como la córnea y un lente natural o artificial, deben ser
perfectamente esféricos. Una imagen afectada por la aberración se
formará si el frente de onda se desvía de su esfericidad. En este
contexto el término superficie no esférica se referirá a superficies
rotacionalmente simétricas, asimétrica y/o irregulares, esto es
todas las superficies que difieren de una esfera. Las aberraciones
del frente de onda pueden ser expresadas en término matemáticos de
acuerdo con diferentes modelos aproximados tal como se explica en
referencias bibliográficas tales como M.R. Freeman, Optics, Tenth
Edition, 1990.
En una primera realización, la presente
invención está dirigida a un método para diseñar lentes oftálmicos
multifocales con un foco de base y al menos un foco adicional capaz
de reducir las aberraciones del ojo por al menos uno de los focos
después de su implantación. El foco base también puede ser
denominado como el foco de campo lejano y en al menos un foco
adicional como el foco de campo cercano y el foco de campo medio. El
método comprende una primera etapa para caracterizar al menos una
superficie de la córnea tal como un modelo matemático, una segunda
etapa donde el modelo matemático se emplea para calcular las
aberraciones resultantes de la superficie de la córnea. Se obtiene
de esta manera una expresión de las aberraciones de la córnea, esto
es, las aberraciones del frente de onda de un frente de onda
esférico que ha pasado a través de tal superficie de la córnea.
Dependiendo del modelo matemático seleccionado pueden tomarse
diferentes rutas para calcular las aberraciones de la córnea. Las
superficies de la córnea se caracterizan preferiblemente como
modelos matemáticos y las aberraciones resultantes de las
superficies de la córnea se calculan empleando los modelos
matemáticas y técnicas de trazado de rayos. Una expresión de las
aberraciones del frente de onda de la córnea se obtiene de esta
manera, esto es, las aberraciones del frente de onda de una frente
de onda que pasa a través de tal superficie de la córnea.
Dependiendo del modelo matemático seleccionado pueden tomarse
diferentes rutas para calcular las aberraciones del frente de onda
de la córnea. Preferiblemente, las superficies de la córnea se
caracterizan como modelos matemáticos en términos de un conoide de
rotación o en términos de polinomiales o de combinaciones de los
mismos. Más preferiblemente, las superficies de la córnea se
caracterizan en términos de combinaciones lineales de
polinomiales.
A partir de la información de las etapas
anteriores se modela un lente oftálmico, tal que un frente de onda
de un sistema óptico que comprende dicho lente y modelo de córnea
obtiene aberraciones reducidas. El sistema óptico considerado
cuando se modelan los lentes incluye típicamente la córnea y dichos
lentes, pero en el caso específico también puede incluir otros
elementos ópticos que incluyen los lentes de gafas, o lentes de
corrección artificial, tales como lentes de contacto, un implante
por incrustación en la córnea o un lente de corrección implantable
dependiendo de la situación individual.
Además la potencia de base para la visión
lejana, la distribución de luz entre los al menos dos focos y las
potencias ópticas para los foco/focos adicionales, del lente
oftálmico tiene que ser seleccionado, lo que se hace de acuerdo con
métodos convencionales para la necesidad específica de corrección
óptica del ojo, por ejemplo el método descrito en la patente de los
E.U. No. 5, 968,095.
La modelación del lente multifocal involucra la
selección de uno o varios parámetros de lente en un sistema que
contribuye a determinar la forma del lente para potencias
refractivas preseleccionadas dadas. Esto involucra típicamente la
selección de parámetros de lentes convencionales tales como el radio
anterior y la forma de superficie, radio posterior y forma de
superficie, espesor del lente e índice de refracción del lente, así
como parámetros específicos para los lentes multifocales. Como se
mencionó anteriormente hay un cierto número de maneras diferentes
mediante las cuales pueden diseñarse los lentes multifocales. Por lo
tanto, los parámetros específicos multifocales dependen de que
diseño multifocal se usa.
El lente oftálmico multifocal de acuerdo con la
presente invención puede ser realizado en la forma de un lente de
contacto multifocal, una incrustación córnea multifocal para
pacientes afáquicos, o similares, pero será descrito en detalle en
forma de un lente intraocular multifocal. Además los parámetros
específicos multifocales discutidos estarán limitados a parámetros
aplicables a lentes bifocales o de tipo difractivo, pero debe
entenderse que el lente multifocal modelado de acuerdo con la
presente invención puede ser de cualquier tipo multifocal o
combinaciones de los mismos. Un lente difractivo bifocal es una
combinación de un lente refractivo convencional y un lente
difractivo, enfocado el primero hasta el infinito y el último para
la visión cercana. Un lente difractivo se establece alrededor de 50
: 50%, así tanto los focos cercanos como los lejanos quedan
acomodados. El lente difractivo puede ser formado sobre la
superficie anterior o posterior del lente convencional, o en una
posición intermedia. La distribución de luz del lente bifocal
difractivo es determinada por la altura del paso de las zonas
difractivas. La adición de potencia para el foco del campo cercano
es determinada por los diámetros de las zonas difractivas. En
teoría, esto es independiente de los índices refractivos del lente y
del medio que lo rodea.
En términos prácticos, la modelación del lente
puede ser ejecutada con datos basados en un lente bifocal
convencional, tal como el CeeON® 811 E de Pharmacia Corp. Los
valores de los radios centrales del lente, su espesor e índice de
refracción son mantenidos, mientras que se selecciona una forma
diferente de la superficie anterior y/o posterior, proveyendo así
una o ambas de estas superficies de manera que tengan una forma no
esférica.
De acuerdo con una realización de la presente
invención, la superficie anterior y/o posterior del lente
intraocular bifocal es modelada seleccionando un componente
aesférico adecuado. Preferiblemente el lente tiene al menos una
superficie descrita como una no esférica o conoide de rotación. El
diseño de superficies de lentes no esféricas es una técnica bien
conocida y puede ser ejecutada de acuerdo con diferentes principios
y la descripción de tales superficies está explicada en más detalle
en nuestra solicitud de patente PCT WO 01/62188.
El método inventivo puede ser desarrollado
adicionalmente comparando aberraciones del frente de onda de un
sistema óptico que comprende el lente y el modelo de la córnea
promedio con las aberraciones de frente de onda de la córnea
promedio y evaluando sí obtiene una reducción suficiente en las
aberraciones del frente de onda para al menos uno de los focos.
Tales parámetros adecuados se encuentra entre los parámetros físicos
antes mencionados del lente, los cuales pueden ser alterados de
manera que se encuentre un modelo de lente, el cual se desvié
suficientemente de ser un lente esférico para compensar las
aberraciones de la cornea.
La caracterización de al menos una superficie de
córnea como un modelo matemático y mediante ello el establecimiento
de un modelo de córnea que exprese las aberraciones del frente de
onda de la córnea se lleva cabo preferiblemente mediante mediciones
directas de la superficie de la córnea de acuerdo con métodos de
medición topográfica bien conocidos que sirven para expresar las
irregularidades de la superficie de la córnea en un modelo
cuantificable que puede ser usado con el método inventivo. Las
mediciones de la córnea para este propósito pueden ser ejecutadas
con el videokeratográfo ORBSCAN®, disponible de Orbtech, o por
métodos de topografía córnea, tales como EyeSys ® de Prernier Laser
Systems. Preferiblemente, al menos la superficie frontal de la
córnea es medida y más preferiblemente se miden tanto la superficie
frontal como la posterior y se caracterizan y expresan juntas en
términos de aberración de frentes de ondas resultantes, tales como
una combinación lineal de polinomiales que representan las
aberraciones totales del frente de onda de la córnea. De acuerdo con
un aspecto importante de la presente invención, la caracterización
de las córneas es conducida en una población seleccionada con el
propósito de expresar un promedio de las aberraciones de frente de
onda de la córnea y diseñar un lente a partir de tales aberraciones
promedio. Pueden calcularse términos de aberración promedio del
frente de onda de la córnea de la población, por ejemplo, como una
combinación lineal promedio de polinomiales y usarse en el método
para el diseño del lente. Este aspecto incluye seleccionar
diferentes poblaciones relevantes, por ejemplo en grupos de edad,
para generar superficies de córnea promedio adecuadas.
Ventajosamente, pueden proveerse de esta manera lentes que sean
adaptados a una córnea promedio de una población relevante para un
individuo elegido para sufrir cirugía de cataratas o cirugía de
corrección refractiva incluyendo la implantación de un IOL o
incrustaciones en la córnea o IOL fáquicos. El paciente obtendrá de
esta manera un lente bifocal que da al ojo sustancialmente menos
aberraciones cuando se compara con un lente esférico
convencional.
Preferiblemente, las mediciones mencionadas de
la córnea incluyen también la medición de la potencia refractiva de
la córnea. La potencia de la córnea y la longitud axial del ojo son
consideradas típicamente para la selección de la potencia del lente
en el método de diseño inventivo.
También preferiblemente, las aberraciones del
frente de onda aquí se expresan como una combinación lineal de
polinomiales y el sistema óptico que comprende modelo de córnea y el
lente intraocular modelado proporciona, para al menos uno de los
focos y preferiblemente para cada foco, un frente de onda que tiene
un frente de onda que ha obtenido una reducción sustancial en las
aberraciones, tal como se expresa mediante uno o más de tales
términos polinomiales. En el arte de la óptica, hay disponibles
diversos tipos de polinomiales para las personas experimentadas con
el fin de describir las aberraciones. De manera adecuada, los
polinomiales son polinomiales de Seidel o Zernike. De acuerdo con
la presente invención se emplean preferiblemente los polinomiales de
Zernike.
La técnica para emplear los términos de Zernike
para describir las aberraciones del frente de onda que se origina a
partir de superficies ópticas que se desvían de ser perfectamente
esféricas es una técnica del estado del arte y puede ser empleada
por ejemplo con un sensor Hartmann Shack, tal como se describe en J.
Opt. Soc. Am., 1994, Vol 11(7), pp. 1949-57.
También está bien establecido entre los practicantes ópticos que los
términos de Zernike diferentes significan diferentes fenómenos de
aberración incluyendo desenfoque, astigmatismo, coma y aberración
esférica hasta aberraciones más altas. En una realización del
presente método, la medición de la superficie de la córnea resulta
en que una superficie de córnea se expresa como una combinación
lineal de los primeros 15 polinomiales de Zernike. Mediante un
método de trazado de rayos, la descripción de Zernike puede ser
transformada a un frente de onda resultante (tal como se describe en
la ecuación (1)), donde Z_{i} es el término i de Zernike y
a_{i} es el coeficiente de ponderación para este término. Los
polinomiales de Zernike son un conjunto de polinomiales ortogonales
completos definidos sobre un círculo de unidad. Más abajo, la Tabla
1 muestra los primeros 15 términos de Zernike y las aberraciones que
cada término significa
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
En la ecuación (1), p y z represente el radio
normalizado y el ángulo de Azimut, respectivamente.
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
(Tabla pasa a página
siguiente)
La corrección óptica convencional con lentes
intraoculares satisfará solamente el cuarto término de un sistema
óptico que comprende el ojo con un lente implantado. Las gafas,
lentes de contacto y algunos lentes intraoculares especiales
provistos con corrección para astigmatismo pueden cumplir
adicionalmente con los términos 5 y 6 y sustancialmente reducir los
polinomiales de Zernike que se refieren al astigmatismo.
El método inventivo incluye adicionalmente el
cálculo de las aberraciones del frente de onda resultante a partir
de un sistema óptico que comprende dicho lente intraocular bifocal
modelado y la córnea y expresarlos en una combinación lineal de
polinomiales y determinar si el lente intraocular bifocal ha
provisto suficiente reducción en las aberraciones del frente de
onda para uno o más de los focos. Si la reducción en las
aberraciones del frente de onda se encuentra insuficiente, el lente
será remodelado hasta que uno o varios de los términos polinomiales
sean suficientemente reducidos. La remodelación del lente significa
que al menos un parámetro de diseño del lente que afecta uno o más
de los focos ha cambiado. Esto incluye la forma de la superficie
anterior y el radio central, la forma de la superficie posterior y
el radio central, el espesor del lente, su índice de refracción, y
los diámetros y las alturas de los pasos de las zonas difractivas.
Típicamente, tal remodelación incluye el cambio de la forma de una
superficie del lente de tal manera que se desvié de la esfericidad.
Hay diversas herramientas disponibles en el diseño de lentes que son
útiles para emplear con el método de diseño, tales como los
paquetes de software de diseño óptico OSLO y Code-V.
Los formatos de los polinomiales de Zernike asociados con esta
aplicación aparecen en la Tabla 1.
De acuerdo con una realización, el método
inventivo comprende la expresión de al menos una superficie de
córnea tal como una combinación lineal de polinomiales de Zernike y
la determinación mediante este sistema de los coeficiente Zernike
del frente de onda de la córnea resultantes, esto es, el coeficiente
de cada uno de los polinomiales individuales de Zernike que es
seleccionado para su consideración. El lente bifocal es modelado
entonces de manera que un sistema óptico que comprenda dicho lente
de modelo bifocal y de córnea proporcione un frente de onda que
tiene una reducción suficiente de los coeficientes de Zernike
seleccionados para al menos uno de los focos. El método puede ser
refinado opcionalmente con las etapas adicionales de cálculo de los
coeficientes de Zernike de los polinomiales de Zernike que
representan un frente de onda que resulta a partir de un sistema
óptico que comprende el lente bifocal intraocular modelado y la
córnea y determina si el lente ha provisto una reducción suficiente
de los coeficientes de frente de onda Zernike para al menos uno de
los focos del sistema óptico de la córnea y el lente; y
opcionalmente remodelar dicho lente bifocal hasta que se obtenga
una reducción suficiente en dichos coeficientes para el al menos un
foco. Preferiblemente, en este aspecto el método considera los
polinomiales de Zernike hasta el 4º orden y busca reducir
suficientemente los coeficientes de Zernike que se refieren a los
términos de aberración esférica y/o astigmatismo. Es
particularmente preferible reducir suficientemente el 11º
coeficiente de Zernike de un frente de onda a partir de un sistema
óptico que comprende la córnea y dicho lente intraocular multifocal
modelado, de manera que se obtenga un ojo suficientemente libre de
aberración esférica para al menos uno de los focos.
Alternativamente, el método de diseño también puede incluir la
reducción de aberraciones de orden más alto y por lo tanto alcanzar
la reducción de los coeficientes de Zernike de términos de
aberración de orden más alto que el 4º orden.
Para alcanzar la reducción de aberraciones
deseada, el lente intraocular bifocal es optimizado con respecto a
un comportamiento óptico no aberrante del sistema óptico del ojo. En
este aspecto, el comportamiento óptico puede ser optimizado bien
para uno de los focos o ambos simultáneamente. Si el lente es
optimizado para el foco base, entonces el lente dará un mejor
resultado óptico para la visión lejana. Consecuentemente cuando el
lente es optimizado para el foco cercano, el mejor rendimiento es
obtenido en la visión cercana. Se alcanza un rendimiento global
mejor cuando el lente es optimizado simultáneamente para ambos
focos. El patrón difractivo del lente bifocal puede ser formado
independientemente de la superficie del lente que es modelado para
reducir las aberraciones del sistema óptico, pero también podría ser
formado sobre la misma superficie del lente.
Cuando se diseñan lentes basados en la
caracterización de la córnea de una población seleccionada,
preferiblemente las superficies de la córnea de cada individuo se
expresan en polinomiales de Zernike que describen la topografía de
la superficie y a partir de allí los coeficientes de Zernike de la
aberración del frente de onda son determinados. A partir de estos
resultados se calculan los coeficientes de aberración del frente de
onda de Zernike y se emplean en el método de diseño, en busca de
una reducción suficiente de tales coeficientes seleccionados. En un
método alternativo de acuerdo con la invención, los valores promedio
de los polinomiales de Zernike que describen la topografía de la
superficie son calculados y empleados en cambio en el método de
diseño. Esto debe entenderse de manera que los lentes resultantes
que surjan de un método de diseño basados en valores promedios de
una gran población tienen el propósito de mejorar sustancialmente la
calidad de visión para todos los usuarios. Un lente que tiene una
eliminación total de un término de aberración de frente de onda con
base en un valor promedio puede consecuentemente ser menos deseable
y dejar a ciertos individuos con una visión inferior que con un
lente convencional, Por esta razón, puede ser adecuado reducir los
coeficientes de Zernike seleccionados solamente hasta cierto grado
o hasta una fracción predeterminada del valor promedio.
De acuerdo con otra aproximación del método de
diseño inventivo, las características de la córnea de la población
seleccionada y la combinación lineal resultante de polinomiales, por
ejemplo polinomiales de Zernike; que expresa tales aberraciones de
córnea individuales pueden ser comparados en términos de valores de
coeficiente. A partir de este resultado, se selecciona un valor
adecuado de los coeficientes y se emplea el método de diseño
inventivo para un lente adecuado. En una población seleccionada que
tiene aberraciones del mismo signo un tal valor de coeficiente
puede ser típicamente el valor más bajo dentro de la población
seleccionada y el lente diseñado a partir de este valor proveerá
por lo tanto una calidad visual mejorada para todos los individuos
en el grupo en comparación con un lente convencional.
Una realización del método comprende seleccionar
un grupo representativo de pacientes y recolectar los datos
topográficos de la córnea para cada sujeto en el grupo. Este método
comprende adicionalmente transferir dichos datos a términos que
representen la forma de la superficie de la córnea para cada sujeto
para un tamaño de apertura presente que represente el diámetro de
la pupila. Después de esto se calcula un valor promedio de al menos
un término de forma de superficie de córnea de dicho grupo, de
manera que se obtenga al menos un término de forma de superficie de
córnea promedio. De forma alternativa o complementaria un valor
promedio de al menos uno de los términos de aberración de frente de
onda de la córnea correspondientes a la córnea puede ser calculado.
Los términos de aberración del frente de onda de la córnea son
obtenidos transformando los términos de la forma de la superficie
de la córnea correspondiente utilizando un procedimiento de trazado
de rayos. A partir de dicho al menos un término de forma de la
superficie de la córnea promedio o a partir de dicho al menos un
término de aberración del frente de onda de la córnea promedio se
diseña un lente intraocular bifocal capaz de reducir, para al menos
uno de sus focos, dicho al menos un término de aberración de forma
de onda promedio del sistema óptico que comprende la córnea y el
lente.
En una realización preferida de la presente
invención el método comprende adicionalmente diseñar un modelo de
córnea promedio para el grupo de personas a partir del término de
forma de superficie de córnea promedio calculado o a partir de al
menos un término de aberración de frente de onda de córnea promedio.
También comprende la revisión de que el lente oftálmico diseñado
compense correctamente el al menos un término de aberración
promedio. Esto se hace midiendo estos términos de aberración
específicos de un frente de onda que han viajado a través de la
córnea promedio modelo y el lente. El lente se rediseña si dicho al
menos un término de aberración no ha sido suficientemente reducido
en el frente de onda medido para al menos uno de los focos.
Preferiblemente una o más constantes
descriptivas de la superficie (que describen la aesfericidad) es
calculado para el lente bifocal que va a diseñarse a partir del
término de forma de superficie de la córnea promedio o a partir de
los términos de aberración del frente de onda de la córnea promedio
para un radio predeterminado. El radio esférico es determinado
mediante el poder refractivo del lente.
Las superficies de la córnea son caracterizadas
preferiblemente como modelos matemáticos y las aberraciones
resultantes de las superficies de la córnea son calculadas empleando
los modelos matemáticos y técnicas de trazado de rayos. Una
expresión de las aberraciones del frente de onda de la córnea se
obtiene por lo tanto, esto es, las aberraciones del frente de onda
de un frente de onda que ha pasado por tal superficie de córnea.
Dependiendo del modelo matemático seleccionado pueden tomarse
diferentes rutas para calcular las aberraciones del frente de onda
de la córnea. Preferiblemente las superficies de la córnea son
caracterizadas como modelos matemáticos en términos de un conoide
de rotación o en términos de polinomiales o combinaciones de los
mismos. Más preferiblemente, las superficies de la córnea son
caracterizadas en términos de combinaciones lineales de
polinomiales.
En una realización de la invención, la al menos
una superficie no esférica del lente bifocal está diseñada de tal
manera que los lentes para el al menos un foco, en el contexto del
ojo, provea a un frente de onda que pasa al menos un término de
aberración de frente de onda que tenga sustancialmente el mismo
valor pero con signo opuesto a un valor promedio del mismo término
de aberración obtenido a partir de las mediciones de la córnea de
un grupo seleccionado de personas, en el cual se ha categorizado
dicho paciente. Mediante esto un frente de onda que llegue de la
córnea del ojo del paciente obtiene una reducción en dicho al menos
un término de aberración provisto por la córnea después de pasar
dicho lente bifocal. La expresión usada "en el contexto del
ojo" puede significar tanto en el ojo real como en el modelo de
un ojo.
En una realización específica de la invención,
el frente de onda obtiene términos de aberración reducidos
expresados en términos de Zernike simétricos rotacionalmente hasta
el 4º orden. Para este propósito, la superficie del lente
intraocular bifocal está diseñada para reducir un término de
aberración esférica positivo de un frente de onda que pasa por al
menos uno de los focos. En este texto aberración esférica positiva
se define de tal forma que una superficie esférica con potencia
positiva reduce la aberración esférica positiva. Preferiblemente el
lente bifocal está adaptado para compensar la aberración esférica
para al menos uno de los focos, y más preferiblemente está adaptado
para compensar al menos uno de los términos de un polinomial de
Zernike que representa la aberración de un frente de onda,
preferiblemente al menos el término de Zerrnike 11º, véase Tabla
1.
Los grupos seleccionados de personas podrían por
ejemplo ser un grupo de personas que pertenezcan a un intervalo
específico de edad, un grupo de personas que vayan a sufrir una
operación quirúrgica de cataratas o un grupo de personas que hayan
sufrido una cirugía de córnea incluyendo pero no limitándose a LASIK
(queratomileusis por láser in situ), RK (queratoectomía
radial) o PRK (queratoectomía fotorrefractiva). El grupo también
podría ser un grupo de personas que tengan una enfermedad ocular
específica o personas que tengan un defecto óptico ocular
específico.
El lente también es provisto adecuadamente con
potencias ópticas. Esto se hace de acuerdo con métodos
convencionales para las necesidades específicas de una corrección
óptica del ojo. Preferiblemente la potencia refractiva del foco
base del lente es menor o igual a 34 dioptrías y el foco adicional
entre 2 y 6 dioptrías. Un sistema óptico considerado cuando se
modele el lente para compensar las aberraciones incluye típicamente
la córnea promedio y dicho lente, pero en el caso específico
también puede incluir otros elementos ópticos que incluyen los
lentes de gafas, o lentes de corrección artificial tales como un
lente de contacto, una incrustación en la córnea o un lente de
corrección implantable dependiendo de la situación individual.
En una realización especialmente preferida el
lente intraocular bifocal está diseñado para personas que van a
sufrir una cirugía de cataratas. En este caso se ha demostrado que
la córnea promedio de tal población es representada por una
superficie prolato que sigue la fórmula:
donde,
La constante cónica cc tiene un valor que varía
entre -1 y 0
R es el radio central del lente y
ad y ae son coeficientes polinomiales
adicionales a la constante cónica.
\vskip1.000000\baselineskip
En estos estudios la constante cónica de la
superficie prolate varía entre aproximadamente -0.05 para un tamaño
de apertura (diámetro pupilar) de 4 mm hasta aproximadamente -0.18
para un tamaño de apertura de 7 mm. De acuerdo con estos resultados
el lente intraocular bifocal que va a ser diseñado debería tener una
superficie prolato que siga la misma fórmula. De acuerdo con ello
un lente intraocular bifocal adecuado para mejorar la calidad
visual reduciendo al menos la aberración esférica para al menos uno
de los focos de un paciente con cataratas con base en el valor
promedio de la córnea tendrá una superficie prolato que sigue la
fórmula anterior. Puesto que la córnea generalmente produce una
aberración esférica positiva a un frente de onda en el ojo, un
lente intraocular bifocal para implantación en el ojo tendrá
términos de aberración esférica negativa mientras que sigue la
curva prolato mencionada. Como será discutido en más detalle en la
parte de ejemplos de la especificación, se ha encontrado que un
lente intraocular que puede corregir el 100% de una aberración
esférica promedio tiene una constante cónica (cc) con un valor de
menos de 0 (representando una superficie conoide modificada). Por
ejemplo, una apertura de diámetro de 6 mm proveerá un lente con 20
dioptrías con un valor de constante cónica de aproximadamente
-1.02.
En está realización el lente intraocular bifocal
está diseñado para balancear la aberración esférica de una córnea
que tiene un coeficiente polinomial de Zernike que representa la
aberración esférica de la aberración del frente de onda con un
valor en el intervalo de 0.0000698 mm a 0.000871 mm para un radio de
apertura de 3mm, 0.0000161 mm a 0.00020 mm para un radio de
apertura de 2 mm, 0.0000465 mm a 0.000419 mm para un radio de
apertura de 2.5 mm y 0.0000868 mm a 0.00163 mm para un radio de
apertura de 3,5 mm utilizando los polinomiales expresados en la
Tabla 1. Estos valores fueron calculados para una córnea modelo que
tenía dos superficies con índice de refracción de la córnea de
1,3375. Es posible utilizar formatos de modelo equivalentes
ópticamente de la córnea sin apartarse del alcance de la invención.
Por ejemplo pueden usarse una o más superficies múltiples de
córneas o córneas con diferentes índices de refracción. Los valores
más bajos en el intervalo son aquí iguales al valor promedio medido
para ese radio de apertura específico menos una desviación estándar.
Los valores más altos son iguales al valor promedio medido para
cada radio de apertura específico más tres desviaciones estándar.
La razón para seleccionar solamente menos una SD (=desviación
estándar) mientras que se seleccionan más tres SD es que en estas
realizaciones es conveniente compensar solamente la aberración
óptica de córnea positiva y mas que menos una SD añadido al valor
promedio daría una aberración esférica de la córnea negativa.
De acuerdo con una realización de la invención
el método comprende adicionalmente las etapas de medir el por lo
menos un término de aberración del frente de onda de una córnea de
un paciente específico y determinar si el grupo seleccionado
correspondiente a este paciente es representativo para este paciente
específico. Si este es el caso el lente seleccionado es implantado
y si no es el caso se implanta un lente de otro grupo o un lente
individual para este paciente es diseñado utilizando la descripción
de la córnea de este paciente como córnea de diseño. Estas etapas
de métodos son preferidas puesto que pacientes con valores de
aberración extremos de su córnea pueden recibir tratamientos
especiales.
De acuerdo con otra realización, la presente
invención está dirigida a la selección de un lente intraocular
bifocal de potencias refractivas, adecuado para la corrección óptica
deseada que el paciente necesita, a partir de una pluralidad de
lentes que tienen las mismas potencias pero diferentes aberraciones.
El método de selección es llevado a cabo de manera similar al que
se ha descrito con el método de diseño e involucra la
caracterización de al menos una superficie de córnea con un modelo
matemático por medio del cual las aberraciones de la superficie de
la córnea son calculadas. El sistema óptico del lente seleccionado y
el modelo de la córnea es evaluado entonces de manera que se
considere si una reducción suficiente en las aberraciones es
alcanzada para al menos uno de los focos calculando las
aberraciones de un frente de onda que llegue de tal sistema. Si se
encuentra una corrección insuficiente se selecciona un nuevo lente,
que tenga la misma potencia, pero diferentes aberraciones. Los
modelos matemáticos empleados aquí son similares a los descritos
anteriormente y pueden emplearse los mismos métodos de
caracterización de las superficies de la córnea.
Preferiblemente, las aberraciones determinadas
en la selección son expresadas como combinaciones lineales de
polinomiales de Zernike y los coeficientes de Zernike del sistema
óptico resultante que comprende la córnea modelo y los lentes
seleccionados son calculados. A partir de los valores de coeficiente
del sistema, han balanceado suficientemente los términos de
aberración de la córnea para por lo menos uno de los focos, según
se describe por los coeficientes de Zernike del sistema óptico. Si
no se encuentra una reducción suficiente de los coeficientes
individuales deseados, estas etapas pueden ser iterativamente
repetidas seleccionando un nuevo lente de las mismas potencias pero
con diferentes aberraciones, hasta que un lente capaz de reducir
suficientemente las aberraciones del sistema óptico para al menos de
uno de los focos sea encontrado. Preferiblemente se determinan por
lo menos 15 polinomiales de Zernike hasta el 4º orden. Si se ve como
suficiente corregir la aberración esférica, solamente los términos
de aberración esférica de los polinomiales de Zernike para el
sistema óptico de córnea y lente intraocular bifocal son corregidos.
Hay que entender que los lentes intraoculares bifocales serán
seleccionados de manera que una selección de estos términos será
suficientemente pequeña para el sistema óptico que comprende lente
y córnea para al menos uno de los focos. De acuerdo con la presente
invención, el coeficiente 11º de Zernike, A_{11}, puede ser
eliminado sustancialmente o acercado suficientemente a 0 para por
lo menos uno de los focos. Este es un prerrequisito para obtener un
lente intraocular bifocal que reduzca suficientemente la aberración
esférica para el ojo para al menos uno de los focos. El método
inventivo puede ser empleado para corregir otros tipos de
aberraciones diferentes a la aberración esférica considerando otros
coeficientes de Zernike de una manera idéntica, por ejemplo aquellos
que representan astigmatismo, coma y aberraciones de orden más
alto. También pueden corregirse aberraciones de orden más alto
dependientes del número de polinomiales de Zernike elegidas para
hacer parte del modelo, en cuyo caso puede seleccionarse un lente
capaz de corregir aberraciones de orden más alto que el 4º
orden.
De acuerdo con un aspecto importante, el método
de selección involucra la selección de lentes a partir de un juego
de lentes que tiene lentes con un rango de potencias y una
pluralidad de lentes dentro de cada una de las combinaciones de
potencia para focos lejano y cercano que tienen diferentes
aberraciones. En un ejemplo los lentes dentro de cada combinación
de potencia tienen superficies anteriores con diferentes componentes
aesféricos. Si un lente no exhibe suficiente reducción en
aberración para al menos uno de los focos, como se expresa con
coeficientes de Zernike adecuados, entonces se selecciona un nuevo
lente de la misma combinación de potencia pero con una diferente
superficie (componente aesférico). El método de selección puede si
es necesario repetirse iterativamente hasta que se encuentre el
mejor lente o los términos de aberración estudiados sean reducidos
por debajo de un valor frontera reducida para al menos uno de los
focos. En la práctica, los términos de Zernike obtenidos a partir
del examen de la córnea serán obtenidos directamente por el cirujano
oftálmico y por medio de un algoritmo serán comparados con los
términos conocidos de Zernike del lente en el juego. A partir de
esta comparación el lente más adecuado del juego puede ser
encontrado e implantado. Alternativamente, el método puede ser
conducido antes de cirugía de cataratas y los datos de la estimación
de la córnea se envían al fabricante de lentes para la producción
de un lente individualmente hecho a la medida.
La presente invención es pertinente además a un
lente intraocular bifocal que tiene al menos una superficie no
esférica capaz de transferir, para al menos uno de los focos, un
frente de onda que ha pasado a través de la córnea del ojo en un
frente de onda sustancialmente esférico con su centro en la retina
del ojo. Preferiblemente, el frente de onda es sustancialmente
esférico con respecto a los términos de aberración expresados en
términos simétricos rotacionalmente de Zernike hasta el 4º
orden.
De acuerdo con una realización especialmente
preferida, la invención se relaciona con un lente intraocular
bifocal, el cual tiene al menos una superficie, cuando se expresa
como una combinación lineal de los términos polinomiales de Zernike
usando el formato normalizado, que tiene un término 11º negativo del
4º orden con un coeficiente de Zernike A_{11} que puede balancear
un término positivo correspondiente de la córnea, para obtener
reducción suficiente de la aberración esférica para al menos un foco
del ojo después de la implantación. En un aspecto de esta
realización, se determina el coeficiente de Zernike del lente
bifocal de manera que compense un valor promedio resultante de un
número suficiente de estimaciones del coeficiente de Zernike
A_{11} en varias córneas. En otro aspecto, el coeficiente de
Zernike es determinado para compensar el coeficiente de córnea
individual de un paciente. El lente bifocal puede de acuerdo con lo
anterior ser hecho a la medida para un individuo con alta
precisión.
La invención se relaciona adicionalmente con
otro método para provee a un paciente con un lente intraocular
bifocal, el cuál por lo menos compensa parcialmente las aberraciones
del ojo para al menos uno de los focos. Este método comprende
remover el lente natural del ojo. La remoción quirúrgica de los
lentes deteriorados puede ser llevada a cabo utilizando un método
de facoemulsificación convencional. El método comprende
adicionalmente medir las aberraciones del ojo afáquico, no
comprendiendo un lente, utilizando un sensor de frente de onda.
Métodos adecuados para mediciones de frente de ondas se encuentran
en J. Opt. Soc. Am., 1994, Vol 11(7), pp.
1949-57 de Liang et. al., Además el método
comprende la selección entre un juego de lentes de un lente que por
lo menos compense parcialmente las aberraciones medidas para al
menos uno de los focos e implantar dicho lente en el ojo. El juego
de lentes comprende lentes de diferentes potencias y diferentes
aberraciones y la determinación del lente más adecuado puede ser
llevada a cabo de una manera tal como se discutió anteriormente. De
forma alternativa, un lente diseñado individualmente para el
paciente puede ser diseñado con base en el análisis del frente de
onda del ojo afáquíco para una implantación subsecuente. Este método
es ventajoso, puesto que no se requieren mediciones topográficas de
la córnea y la córnea entera, incluyendo las superficies anterior y
posterior, es considerada automáticamente.
De acuerdo con una realización especial de la
presente invención los lentes multifocales aesféricos diseñados
para reducir las aberraciones de los frentes de onda en el foco que
llegan desde un sistema del lente y córnea, tal como se describen
en las partes subsiguientes, puede proveerse con medios para
distribuir la luz entre los focos con el propósito de proveer al
usuario de los lentes una mejor visión funcional. Por ejemplo, es
deseable proveer el foco lejano de un IOL que reduce la aberración
bifocal aesférica con más intensidad de luz cuando la pupila está
en su diámetro máximo. En términos más prácticos esto proporcionará
a un individuo una mejor calidad visual de los objetos distantes en
la oscuridad, así que se simplifica por ejemplo el conducir durante
la noche. Hay varias técnicas conocidas para modificar la
distribución de luz de los lentes multifocales reduciendo la altura
de las etapas del patrón difractivo en la dirección hacia la
periferia del lente. La patente de los E.U. No. 4,881,805 sugiere
diferentes rutas para utilizar diferentes escalones de profundidad
para variar la intensidad de la luz entre los diferentes focos de un
lente multifocal. La patente de los E.U. No. 5,699,142 describe un
lente intraocular multifocal con un patrón de difracción que tiene
una zona de apodización que gradualmente modifica el balance de
energía desde el foco cercano hasta el foco distante. La zona de
apodización está construida de manera que los escalones del patrón
difractivo gradualmente tengan una profundidad reducida hacia la
periferia del lente. Haciendo un ajuste apropiado de la altura a
cada etapa (profundidad de la escala), puede obtenerse una
desviación deseada desde 50-50% de distribución
entre los dos focos de un lente bifocal.
De acuerdo con otra realización especial, el
lente multifocal aesférico de la presente invención tal como se
describió en las partes previas de la especificación puede proveerse
con medios para reducir la aberración cromática en por lo menos uno
de sus focos. Los lentes monofocales aesféricos con una capacidad
para corregir tanto la aberración cromática como otras aberraciones
inducidas por las partes ópticas del ojo y la visión distorsionada
han sido descritos en la solicitud de patente internacional
publicada como WO 02/084281. En este contexto "aberración
cromática" significa tanto la aberración monocromática y la
cromática introducidas por las superficies ópticas del ojo y
eventualmente también del lente mismo.
Los lentes intraoculares multifocales pueden en
general ser de un tipo refractivo o difractivo habiendo sido los
del tipo difractivo descritos en diversos lugares en mayor detalle.
Para ambas alternativas de IOIS multifocales, la aberración
cromática es provista preferiblemente por una superficie,
configurada como una parte difractiva con un patrón de superficie
difractiva y tiene una potencia refractiva que se puede añadir a la
potencia total del lente. En ambas alternativas, la superficie de
reducción de la aberración cromática está diseñada para compensar
cualquier aberración cromática introducida por la parte refractiva
del lente y para aberraciones monocromáticas introducidas por dicho
patrón de superficie difractiva. Tal como se discute en WO
02/084281, es posible diseñar el lente para reducir la aberración
cromática determinada a partir de la superficie individual del ojo
(esto es córnea) o reducir un valor de aberración cromática promedio
recogido a partir de un grupo relevante de individuos (por ejemplo,
un valor promedio a partir de córneas de pacientes elegidos para
sufrir cirugías de cataratas).
En el proceso de diseño del IOL multifocal
ásferico que es capaz de corregir tanto las aberraciones cromáticas
como las aberraciones monocromáticas, tales aberraciones esféricas,
también puede ser necesario compensarlas para otras aberraciones,
tales como las aberraciones esféricas introducidas por el patrón
difractivo, mientras que se llevan a cabo ajustes opcionales de la
contribución de potencia del patrón de difracción.
Para el ejemplo donde la aesfericidad compensa
los términos de aberración, tal como la aberración esférica las
características que proporciona el lente con múltiples focos ya han
sido establecidas, y el proceso de diseño preferiblemente incluiría
las etapas de:
(i) seleccionar un modelo de ojo, adecuadamente
el modelo de ojo de Navarro (1985) con un lente oftálmico multifocal
aesférico de una potencia refractiva predeterminada y una cantidad
predeterminada de al menos una aberración monocromática;
(ii) estimar la potencia de dicho modelo de ojo
a diferentes longitudes de onda, de manera que se determine la
aberración cromática del modelo de ojo;
(iii) estimar una función de corrección de cómo
la potencia varía con la longitud de onda para hacer una
compensación ideal para dicha aberración cromática del modelo de
ojo;
(iv) encontrar una función lineal de cómo la
potencia varía con la longitud de onda, lo cual se aproxima
adecuadamente a dicha función de corrección;
(v) calcular una anchura de zona provisional de
un perfil difractivo correspondiente con esta función lineal y
también calcular la potencia difractiva de este perfil
difractivo;
(vi) reducir la potencia refractiva del lente en
la cantidad de potencia calculada para el perfil difractivo;
(vii) estimar una nueva función de corrección de
la etapa (iii), encontrar una nueva función lineal de la etapa (iv)
y calcular una nueva anchura de zona provisional y una nueva
potencia difractiva para un nuevo perfil difractivo correspondiente
con esta nueva función lineal;
(viii) ajustar la potencia refractiva del lente
de tal manera que la potencia total iguale la potencia
predeterminada;
(ix) repetir la etapas (vii) a (viii) hasta que
una combinación adecuada de una parte refractiva y difractiva del
lente oftálmico híbrido sea encontrada de manera tal que provea al
modelo de ojo con una potencia predeterminada y una reducción
adecuada de la aberración cromática.
\vskip1.000000\baselineskip
En el proceso de diseño es preferible para un
lente bifocal refractivo balancear la aberración cromática entre
los focos cercano y distante de una manera tal que resulte que los
lentes resultantes en el modelo de ojo de Navarro obtengan
funciones de transferencia de modulación policromática a 50
ciclos/mm para un modelo de ojo que se aproxime al mismo valor
(véase también ejemplo iv, más abajo). Para la realización con un
IOL multifocal aesférico difractivo, el patrón de superficie
difractivo que corrige la aberración cromática será un segundo
patrón difractivo que consista de un número de anillos. Para el
ejemplo, un lente que tiene una potencia total 20 D con una
potencia 2D que venga del segundo patrón difractivo, la primera
zona tiene una anchura radial de 1,5 mm. En este caso, el segundo
patrón de superficie difractivo está localizado sobre el lado
anterior del lente superimpuesto sobre la superficie esférica.
Preferiblemente, el primer patrón de difracción está localizado
entonces en el lado posterior del lente. También, para un lente
bifocal refractivo, la aberración cromática es (ligeramente)
diferente del foco cercano y lejano, lo cual significa que el
rendimiento del foco cercano y lejano puede ser balanceado,
utilizando una función de méritos, de la cual las funciones de
transferencia de modulación a 50 c/mm son un ejemplo.
En otra realización especial, el lente
multifocal modelado para reducir las aberraciones de por lo menos
uno de los focos en un sistema óptico que comprende el lente y una
córnea modelo sin tener consideraciones a las aberraciones que la
córnea proveerá un frente de onda que luego pasa al sistema. Este
tipo de lentes será adecuado para individuos con córnea que generen
pocas aberraciones o cuando no haya acceso a datos de aberraciones
de córnea. Estos lentes serán diseñados con una superficie no
esférica con un diseño de superficie construido para reducir
aberraciones en un frente de onda que pasa a través de dicho lente
que son generados a partir del lente mismo. Típicamente, tales
aberraciones involucran aberración esférica. Un ejemplo adecuado de
este tipo de lentes multifocales es el tipo difractivo que tiene un
patrón difractivo sobre la superficie del lente que es capaz de
generar focos múltiples, y más preferiblemente es un lente bifocal
que distribuye más luz en su foco distante que en su foco cercano.
Opcionalmente, puede ser provisto con los medios mencionados para
generar una distribución de luz deseada y con un segundo patrón
difractivo para compensar las aberraciones cromáticas del ojo.
\newpage
Los lentes de acuerdo con la presente invención
pueden ser monofacturados con métodos convencionales. En una
realización están hechos a partir de material suave, reciliente, tal
como siliconas o hidrogeles. Ejemplos de tales materiales adecuados
para lentes intraoculares plegables se encuentran en la patente de
los E. U. No. 5, 444,106 o en la patente de los E. U. No. 5,
236,970. La manufactura de lentes de silicona no esféricos u otros
lentes plegables puede ser ejecutada de acuerdo con la patente de
los E. U. No. 6, 007,747. Alternativamente, los lentes de acuerdo
con la presente invención pueden hacerse de un material más rígido,
tal como poli (metil) metacrilato, La persona experta podrá
identificar fácilmente materiales y métodos de manufactura
alternativa, que serán adecuados para su empleo con el fin de
producir los lentes reductores de aberraciones inventivos.
Como se demuestra en los siguientes ejemplos,
los lentes intraoculares bifocales de acuerdo con la presente
invención (BRAIOL) superan a los BIOL convencionales con respecto a
las características de función de transferencia de modulación. Más
específicamente se ha encontrado que el BRAIOL tiene una modulación
de al menos 0.2 para ambos focos a una frecuencia de espacios de 50
ciclos por milímetro, cuando se diseñan de tal manera que la
distribución de luz entre los dos focos es 50:50%. Las mediciones se
llevan a cabo en un modelo de ojo promedio utilizando una apertura
de 5 mm. Sorprendentemente se ha encontrado que la suma de la
modulación a 50 c/mm para los dos o más focos es más de 0.40, y en
algunos casos aún por encima de 0.50, independientemente de la
distribución de luz, cuando se mide en el modelo especificado más
arriba. El hecho de que la suma de la modulación a 50 c/mm es
independiente de la distribución de luz es ilustrado para el caso
donde la distribución de luz tiene un valor limitante de 100:0%, el
cual es equivalente a un lente monofocal.. Los lentes convencionales
y los lentes que corrigen la aberración esférica fueron diseñados,
manufacturados y medidos. En esta situación, el lente convencional
tiene una modulación a 50 c/mm de 0.21, mientras que el diseño
optimizado para la aberración esférica muestra una modulación de
0.6, equivalente a la suma del lente bifocal diseñado.
Además, los experimentos de evaluación han
revelado que los frentes de onda de los dos focos de un lente
bifocal son independientes con respecto a algunos de los términos
de Zernike, pero que alguno de los términos de Zernike son
acoplados o iguales para ambos. La gran mayoría de esta diferencia
está en el término "desenfoque", el cual representa la
diferencia de 4 dioptrías entre los puntos focales. En el proceso de
diseño se ha encontrado que la parte de aberración esférica del
frente de onda no es muy diferente para los dos frentes de onda.
Esto también es válido para todas las demás aberraciones, aparte
del desenfoque, inclinación y el término de pistón.
Consecuentemente la presente invención hace posible proveer un lente
con aberraciones reducidas esencialmente la misma escala para todos
los focos.
Un lente intraocular bifocal que corrige la
aberración esférica de la córnea (BRAIOL) puede ser modelado con
base en un lente bifocal convencional (BIOL), en este caso el modelo
bifocal 811E de Pharmacia Corps, el cual es un diseño de lente
difractivo hecho a partir de material de poli (metilmetacrilato). La
adición de potencia de este lente es más 4 dioptrías para la
lectura, lo cual corresponde a gafas de lectura de 3 dioptrías. En
este ejemplo, el diseño es adaptado para ser utilizado para un
material de silicona. Como consecuencia, las alturas de los pasos
del perfil de superficie difractiva se incrementan con la relación
de los índices refractivos reducidos de los dos materiales.
El lente óptico es una combinación de un lente
biconvexo y un lente difractivo. El perfil de superficie difractiva
se superimpone sobre la superficie posterior esférica de la óptica.
El perfil de superficie difractiva puede ser descrita utilizando
ecuaciones de corrección convencionales. Ejemplos de ecuaciones para
el perfil de superficies se describen en la literatura. Por
ejemplo, Optom Vis Sci 70(6): 461:8 describe el perfil
difractivo con la ecuación:
donde
r es la distancia desde el eje óptico
h es la altura máxima del perfil (altura de las
etapas)
N es el número de zona
w es la anchura de la primera zona.
\vskip1.000000\baselineskip
También son posibles otras ecuaciones. El tipo
de perfil difractivo no es relevante para los principios del
trabajo. El perfil difractivo es superimpuesto sobre una superficie
esférica normal, de manera que la ecuación de corrección total se
hace
donde
S_{s} (r) es la ecuación de corrección de un
lente biconvexo esférico
cv=1/R es la curvatura de la óptica
del
lente
R es el radio de curvatura de la óptica del
lente.
\vskip1.000000\baselineskip
El radio de curvatura del lente bifocal
difractivo es igual al radio de curvatura de un lente monofocal que
tiene la misma potencia.
A través del ejemplo la distribución de luz
entre los dos focos se ha escogido como 50%:50%, y la adición de
potencia objetivo para una visión cercana fue + 4 D. Pueden
escogerse otras distribuciones de luz, sin cambiar los principios de
cómo los métodos trabajan. En la práctica, la distribución de luz
entre 70%:30% hasta 30%:70% y la adición de visión cercana entre 3 y
4 dioptrías han estado disponibles en el mercado, pero también fuera
de estos rangos los métodos serían aplicables.
A través del ejemplo, los datos de
caracterización de las córneas llevadas a cabo en una población
seleccionada, fueron usados para calcular las aberraciones de
córneas resultantes. Las formas de superficie de córnea anteriores
de una población de 71 pacientes con cataratas fueron medidas
utilizando topografía de la córnea. Las formas de la superficie
fueron descritas utilizando polinomiales de Zernike. Cada forma de
superficie fue convertida en una aberración de frente de onda.
También la aberración de frente de onda fue descrita en polinomiales
de Zernike. El método se describe en el ejemplo 4 de la solicitud
de patente WO 01/89424 A1.
Los términos de los polinomiales de Zernike que
se expresan en longitudes de onda (\lambda) utilizando la longitud
de onda de referencia de 550 nanómetros, (\lambda=550 nm).
El objetivo en este ejemplo es corregir la
aberración esférica córnea mediante IOL bifocal. Con el fin de
evaluar el diseño, se desarrollo una córnea de diseño teórico
similar a la descrita en el ejemplo 4 de la solicitud de patente WO
01/89424 A1. En el caso de la modelación de un IOL monofocal la
córnea de diseño puede ser un modelo de una superficie, donde el
índice refractivo de la córnea es el índice de queratometría de
1.3375. Para lentes difractivos es esencial utilizar el índice
refractivo real in vivo que rodea la superficie posterior
(difractiva del lente). Por lo tanto, se desarrolló un modelo de 2
superficies, que tiene las mismas aberraciones sobre el eje que el
modelo de una superficie.
El rendimiento teórico del diseño prototipo en
términos de coeficientes de Zernike fue evaluado para un IOL que
tiene una potencia de base (visión lejana) de 20 dioptrías. Un IOL
que tiene esta potencia esta cercano a lo que es adecuado para la
mayoría de los pacientes con cataratas. Sin embargo, el método de
diseño y el IOL resultante es similar para otras potencias de
lentes. Típicamente, las potencias IOL varían de 4 a 34 dioptrías,
a veces extendiéndose a - 10 hasta + 40 dioptrías y pueden ser
producidos ocasionalmente aún por fuera de estos rangos.
\vskip1.000000\baselineskip
En una realización, el lente es biconvexo,
teniendo radios de curvatura de 12.5 mm tanto en la superficie
anterior como en la posterior y un espesor central de 1.1 mm. La
superficie anterior es aesférica. En un proceso iterativo, la
aberración del sistema óptico del diseño córnea IOL bifocal están
utilizados con el fin de reducir la aberración del frente de onda
en la posición del foco lejano, en este ejemplo el término Zernike
Z_{11}, que representa la aberración esférica. En este proceso, la
aesfericidad de la superficie anterior del lente se utiliza como
parámetro de diseño. La aesfericidad de la superficie anterior es
descrita por una constante cónica. La ecuación de equilibrio de la
superficie anterior es:
donde cc es la constante
cónica.
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Utilizando el programa de diseño óptico
disponible comercialmente, la variable cc puede ser optimizada para
minimizar el término Zernike Z_{11} para el punto focal de visión
lejana. La variable cc fue determinada para un tamaño de abertura
de 5.1 mm. La superficie anterior de este BRAIOL ha sido modificada
de manera tal que la aberración esférica del sistema (córnea+lente)
es ahora aproximadamente igual a 0. El valor resultante de la
constante cónica fue -29.32. El coeficiente Z_{11} que representa
la aberración esférica para el IOL convencional en el modelo del
ojo es 3.8 \lambda, mientras que el mismo coeficiente para el
modelo de ojo con el BRAIOL designado es 0.01 \lambda, que
representa una reducción de la aberración esférica por un factor de
380. El mismo proceso como se describe anteriormente puede
ejecutarse de la misma manera para cualquier otra potencia del
lente.
\vskip1.000000\baselineskip
En otra realización, el lente es biconvexo
teniendo radios de curvatura de 12.15 mm tanto en la superficie
anterior como posterior y un espesor central de 1.1 mm. La
superficie difractiva posterior es aesférica. En un proceso
iterativo, la aberración del sistema óptico del diseño de córnea e
IOL bifocal se optimizan con el fin de reducir la aberración del
frente de onda, en este ejemplo el término Zernike Z_{11}, que
representa la aberración esférica, así como los términos simétricos
de orden superior Z_{22} y Z_{37}. En este proceso, la
aesfericidad de la superficie posterior del lente se usa como el
parámetro de diseño. La aesfericidad de la superficie posterior es
descrita por una constante cónica y dos términos de orden superior.
La ecuación total de equilibrio es:
donde:
cc es la constante cónica
ad es el coeficiente aesférico de 4º orden
ae es el coeficiente aesférico de 6º orden
\vskip1.000000\baselineskip
Utilizando un programa de diseño óptico
disponible comercialmente, las variables cc, ad y ae pueden ser
optimizadas para minimizar los términos de Zernike Z_{11},
Z_{22} y Z_{37} simultáneamente en el punto focal lejano. Las
variables son determinadas para un tamaño de apertura de 5.1 mm. La
superficie posterior de este BRAIOL ha sido modificada de manera tal
que la aberración esférica y los dos términos del orden más alto del
sistema (córnea+lente) es ahora aproximadamente igual a 0. La
optimización resultó en los coeficientes aesféricos de la superficie
posterior en la Tabla 2:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Los resultados ópticos pueden ser expresados
como una reducción de los coeficientes de Zernike entre el BIOL
convencional (usando cc=ad=ae=0) y el BRAIOL recientemente diseñado,
y se presentan en la Tabla 3:
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
La Tabla 3 muestra una gran reducción de la
aberración representada por los coeficientes Z_{11} y Z_{22} y
ninguna reducción significativa del coeficiente Z_{37}. El mismo
proceso tal como se describió anteriormente puede ser ejecutado de
manera similar para cualquier otra potencia de lente.
\vskip1.000000\baselineskip
Ejemplo 3:
ambos
En otra modalidad, el lente es biconvexo, con un
radio anterior de curvatura de 12.15 mm, un radio posterior de
curvatura de 12.59 y un espesor central de 1.1 mm. El perfil
difractivo está localizado sobre la superficie posterior y la
superficie anterior es aesférica. En un proceso iterativo, la
aberración del sistema óptico del diseño de córnea e IOL bifocal
se optimizan con el fin de reducir la aberración del frente de onda,
en este ejemplo el término Zernike Z_{11}, que representa la
aberración esférica, así como los términos de orden superior
simétricos Z_{22} y Z_{37}. En este proceso, la aesfericidad de
la superficie anterior del lente se usa como el parámetro de
diseño. La aesfericidad de la superficie anterior es descrita por
una constante cónica y dos términos de orden superior. La ecuación
de equilibrio de la superficie anterior es:
donde:
cc es la constante cónica
ad es el coeficiente aesférico de 4º orden
ae es el coeficiente aesférico de 6º orden.
\vskip1.000000\baselineskip
Utilizando un programa de diseño óptico
comercialmente disponible, las variables cc, ad y ae pueden ser
optimizadas para minimizar los términos de Zernike Z_{11},
Z_{22} y Z_{37} simultáneamente. Además, en esta realización
los términos de Zernike para los puntos focales tanto lejano como
cercano fueron tenidos en cuenta para la optimización. De esta
forma tanto los puntos lejano como cercano fueron optimizados
simultáneamente. Como un criterio extra, se añadieron factores de
peso, para asegurar que los términos de orden más bajo fueran
reducidos lo más drásticamente posible. Los factores de peso fueron
1, .0.1 y 0.01 para Z_{11}, Z_{24} y Z_{37} respectivamente.
Las variables son determinadas para un tamaño de apertura de 5.1 mm.
La superficie posterior de este BRAIOL ha sido modificada de tal
manera que la aberración esférica y los términos de 2º orden más
alto del sistema (córnea+lente), son aproximadamente igual a 0. La
optimización resulto en los coeficientes aesféricos de la superficie
posterior, presentados en la Tabla 4.
\vskip1.000000\baselineskip
Los resultados ópticos pueden ser expresados
como una reducción en los coeficientes de Zernike entre el BIOL
convencional (usando cc=ad=ae=0) y el BRAIOL recientemente
diseñado. Puesto que se tienen en cuenta tanto el lejano como el
cercano, la suma de vectores de los coeficientes de Zernike cercano
y lejano se presenta en la Tabla 5:
\vskip1.000000\baselineskip
La Tabla 5 muestra una reducción grande de la
aberración representada por el coeficiente Z_{11} y ninguna
reducción significativa de los coeficientes Z_{22} y Z_{37},
indicando que el término Zernike Z_{11} fue minimizado a costa del
término Z_{22}, mientras que el término Z_{37} era tan bajo como
ya era razonablemente posible.
La calidad óptica fue caracterizada
adicionalmente calculando la función de trasferencia de modulación
en el modelo de ojo, usando una apertura de 5 mm (figura 1).
Estos resultados del cálculo muestran que,
cuando se comparan con un BIOL convencional, la función de
transferencia de modulación del BRAIOL se incrementa por lo menos
por un factor 2. Los lentes prototipo de este diseño fueron
construidos y la función de transferencia de modulación fue medida
también en un modelo de ojo. El modelo de ojo físico fue construido
para que tuviese las mismas aberraciones de frente de onda que el
modelo de diseño basado en el cálculo de 71 pacientes con catarata.
Los puntos focales fueron determinados enfocando a una frecuencia
de espacios de 25, 50, 100 ciclos por milímetro. La figura 2 muestra
los resultados. Los resultados son los promedios de 8 lentes BRAIOL
y 10 lentes BIOL convencionales, con 3 mediciones por lente. La
figura 2 confirma la ganancia en calidad óptica que puede ser
obtenida con el BRAIOL.
Este ejemplo muestra claramente que los
principios de diseño BRAIOL pueden ser aplicados exitosamente en
lentes bifocales (o multifocales). Se utilizaron 3 aproximaciones:
un diseño con la forma del lente anterior optimizado para el
coeficiente de Zernike Z_{11} para el foco lejano combinado con
una superficie posterior difractiva. Alternativamente una nueva
forma de lente posterior fue generada optimizando las aberraciones
de frente de onda de los coeficientes Zernike Z_{11}, Z_{22} y
Z_{37}. Finalmente, una nueva forma del lente anterior fue
generada optimizando los coeficientes de Zernike Z_{11}, Z_{22}
y Z_{37} y para el foco lejano así como para el cercano. El
rendimiento de estos 3 tipos de lentes, en términos de MTF, demostró
ser esencialmente comparable. También se demostró que el
mejoramiento en el rendimiento óptico tal como fue calculado en
teoría puede ser confirmado midiendo los lentes prototipo.
El mejoramiento del BRAIOL, comparado con el
BIOL (modelo 811E) es significativo. Sin embargo el mejoramiento es
mayor para las pupilas más grandes (mayores de 3 mm).
La forma óptica escogida para el nuevo diseño
BRAIOL es un lente equiconvexo hecho a partir de una silicona con
un índice de refracción de 1,458. La aberración esférica de una
córnea promedio es balanceada por el lente BRAIOL produciendo un
sistema sin aberración esférica. La superficie frontal del lente es
modificada de tal manera que las longitudes de camino óptico de
todos los rayos sobre el eje dentro de la apertura del diseño son
los mismos produciendo un punto focal. Esta característica puede ser
alcanzada con muchas formas de lentes. El lente BRAIOL podría por
lo tanto ser diseñado sobre un lente convexo- plano,
plano-convexo, no equiconvexo o cualquier otro
diseño que produzca un lente positivo. El concepto BRAIOL también
podría ser extendido con el fin de abarcar un lente negativo usado
para corregir los errores refractivos en el ojo. La superficie
frontal o la superficie posterior también podrían ser modificadas
para producir el cambio necesario en la diferencia de camino óptico
que neutralice la aberración esférica. Hay por lo tanto muchos
posibles diseños que alcanzarían los objetivos del diseño de lente
BRAIOL
La corrección de la aberración cromática es
llevada a cabo mediante un lente difractivo. Un lente multifocal
difractivo tiene ya un perfil difractivo en su superficie. Para un
lente bifocal difractivo, este perfil difractivo solamente tiene un
efecto sobre uno de los puntos focales, usualmente el foco cercano.
Esto significa que para el foco cercano, la aberración cromática ya
está reducida en algún grado, aunque esto no fue pretendido
originalmente.
La corrección cromática mediante un lente
difractivo influye en ambos puntos focales hasta una cantidad igual
(casi). Puesto que para los lentes bifocales difractivos, la
cantidad de aberración cromática no es la misma en ambos puntos
focales, la cantidad de aberración cromática tiene que ser
balanceada entre los dos puntos focales.
El lente del ejemplo está hecho de material de
silicona. Su forma es equibiconvexa. La superficie anterior del
lente comprende un lente refractivo aesférico, sobre el cual se
superpone un perfil difractivo. El perfil difractivo tiene una
potencia de lente de 2.0 dioptrías, mientras que el lente difractivo
aesférico tiene una potencia de lente de18.0 dioptrías. La potencia
del lente total resultante es 20 dioptrías.
La anchura (diámetro) de la primera zona del
perfil difractivo es 1.5 mm, y hay 16 anillos necesarios para llenar
una óptica completa IOL de 6.0 mm. En la periferia del lente, los
anillos difractivos están separados 94 micrones uno de otro.
La superficie posterior incluye el perfil
difractivo normal que genera una potencia de 4 dioptrías añadida en
el foco cercano. Las dimensiones del ojo, los índices refractivos y
la dispersión del medio ocular se utilizan tal como los ha descrito
Navarro (1985). Este modelo de ojo incluye una córnea aesférica. La
información de la superficie para el modelo de ojo y el lente se da
en la Tabla 6. El lente diseñado es dependiente del modelo de ojo
escogido. Debe notarse que es posible diseñar lentes utilizando
otros modelos de ojo de datos fisiológicos reales de pacientes.
\vskip1.000000\baselineskip
Datos aesféricos cónico y
polinomiales
\vskip1.000000\baselineskip
\vskip1.000000\baselineskip
Se usaron 38 longitudes de onda discretas en el
espectro visible de 390 a 760 nm (en pasos de 10 nm) para evaluar el
modelo de ojo incluyendo el IOL refractivo/difractivo.
El punto focal se define aquí como el punto
donde el MTF policromático (función de transferencia de modulación)
tiene su máximo a 50 ciclos/mm. El MTF policromático es determinado
por el promedio ponderado del MTF que resulta en todas las
longitudes de onda usadas. La ponderación de las longitudes de onda
fue determinada mediante la luminancia estándar del ojo bajo
condiciones de luz fotópicas, lo que representa la sensibilidad
relativa de la retina para diferentes longitudes de onda. Los
valores de longitud focal posterior real (ABFL) para las diferentes
longitudes de onda indican la presencia de una diferencia cromática
en foco y por definición la cantidad de aberración cromática
longitudinal. Los cálculos se ejecutan en una apertura de
3-0 mm (pupila). La figura 3 muestra el cambio en
punto focal vs la longitud de onda. Los dos gráficos, para visión
lejana y cercana, son acoplados por la adición de potencia
difractiva de 4 dioptrías. Especialmente para longitudes de onda
mayores de 550 nm, este diseño de ejemplo muestra un buen balance
entre la aberración cromática del punto focal lejano y el
cercano.
La Tabla 7 y las figuras 4A y 4B muestran las
modulaciones a 50 ciclos por milímetro para un lente bifocal
difractivo de lente esférico, un lente bifocal difractivo con una
superficie anterior aesférica y un lente bifocal difractivo con una
superficie anterior aesférica con también la aberración cromática
corregida mediante un patrón difractivo monofocal de 2.0 D sobre la
superficie anterior. La corrección cromática principalmente influye
sobre el punto focal LEJANO, puesto que el punto focal CERCANO es ya
(en parte) corregido por la superficie bifocal difractiva.
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Se han descrito anteriormente un cierto número
de realizaciones. Sin embargo, es obvio que el diseño podría ser
variado sin desviarse de la idea inventiva de proveer un lente
oftálmico multifocal que corrige la aberración en el sistema del
ojo.
Por lo tanto la presente invención no debe ser
vista como restringida a las anteriores realizaciones descritas,
sino que puede variarse dentro del alcance de las reivindicaciones
anexas. Por ejemplo, el BIOL puede ser diseñado para compensar
términos de Zernike no simétricos. Esto requeriría hacer superficies
que sean rotacionalmente no simétricas, lo cual está dentro del
estado de las técnicas de producción, según lo demuestran los lentes
cilíndricos que están actualmente en el mercado.
Claims (126)
1. Un método para diseñar un lente oftálmico
multifocal difractivo con un foco de base y al menos un foco
adicional, capaz de reducir aberraciones de un ojo para al menos uno
de los focos después de su implantación, que comprende las etapas
de:
(i) caracterizar al menos una superficie de la
córnea como un modelo matemático;
(ii) calcular las aberraciones resultantes de
dicha superficie de la córnea empleando dicho modelo matemático;
(iii) modelar el lente oftálmico multifocal
difractivo que tiene una superficie aesférica de tal manera que un
frente de onda que llegue de un sistema óptico que comprende dicho
lente y dicha al menos una superficie de córnea obtenga una
aberración cromática reducida y una aberración monocromática
reducida para por lo menos uno de los focos.
2. Un método de acuerdo con la reivindicación 1,
donde el lente oftálmico es un lente intraocular multifocal.
3. Un método de acuerdo con la reivindicación 1
ó 2, que comprende determinar las aberraciones resultantes de dicha
superficie(s) de córnea en términos de un frente de onda que
ha pasado por dicha córnea.
4. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3, donde dicha superficie(s) de córnea
es(son) caracterizada en términos de un conoide de
rotación.
5. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 3 donde dicha superficie(s) de córnea
es(son) caracterizada en términos de polinomiales.
6. Un método de acuerdo con la reivindicación 5,
donde dicha superficie(s) de córnea es(son)
caracterizada en términos de una combinación lineal de
polinomiales.
7. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, donde dicho sistema óptico comprende
adicionalmente medios complementarios para corrección óptica, tales
como gafas o lentes de corrección oftálmica.
8. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 2 a 7, donde estimaciones de la potencia refractiva
de la córnea y de la longitud axial del ojo diseñan la selección de
potencias ópticas para el lente intraocular multifocal
difractivo.
9. Un método de acuerdo con las reivindicaciones
2 a 8, donde el lente intraocular multifocal difractivo es modelado
seleccionando un componente aesférico adecuado para la superficie
anterior.
10. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, incluyendo la caracterización de la
superficie frontal de la córnea de un individuo por medio de
mediciones topográficas y expresión de las aberraciones de la córnea
como una combinación de polinomiales.
11. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, incluyendo la caracterización de las
superficies frontal y posterior de la córnea de un individuo por
medio de mediciones topográficas y expresión de las aberraciones de
córnea totales como una combinación de polinomiales.
12. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, incluyendo la caracterización de
superficies de córnea de una población seleccionada y la expresión
de aberraciones de córnea promedio de dicha población como una
combinación de polinomiales.
13. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 2 a 12, que comprende las etapas adicionales
de:
(iv) calcular las aberraciones resultantes de un
sistema óptico que comprende dicho lente intraocular modelado y
córnea;
(v) determinar si el lente intraocular modelado
ha suministrado suficiente reducción en aberraciones; y
opcionalmente remodelar el lente intraocular hasta que se obtenga
una reducción suficiente.
14. Un método de acuerdo con la reivindicación
13, donde dichas aberraciones se expresan como una combinación
lineal de polinomiales.
15. Un método de acuerdo con las
reivindicaciones 13 o 14, donde la remodelación incluye modificar
una o varias de las formas de superficie anterior y radio central,
formas de la superficie posterior y radio central, espesor del lente
e índice refractivo del lente.
16. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 14 a 15, donde la remodelación incluye modificar la
superficie anterior del lente.
17. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 14 a 16, donde dicho polinomiales son polinomiales
de Seidel o de Zernike.
18. Un método de acuerdo con la reivindicación
17, que comprende la modelación de un lente de tal forma que un
sistema óptico que comprende dicho modelo de lente intraocular y
córnea provea reducción de los términos esféricos según se expresa
en los polinomiales de Seidel o de Zernike en un frente de onda que
ha pasado a través del sistema.
19. Un método de acuerdo con la reivindicación
17 o 18 que comprende las etapas de:
expresar las aberraciones de la córnea como una
combinación lineal de polinomiales de Zernike;
determinar los coeficientes de Zernike del
frente de onda de córnea;
modelar el lente intraocular multifocal de tal
manera que un sistema óptico que comprenda dicho lente de modelo y
córnea provea un frente de onda que tenga una reducción suficiente
de los coeficientes de Zernike en por lo menos uno de los focos.
20. Un método de acuerdo con la reivindicación
19, que comprende adicionalmente las etapas de:
calcular los coeficientes de Zernike de un
frente de onda que resulta de un sistema óptico que comprende el
lente intraocular multifocal modelado y la córnea;
determinar si dicho lente intraocular a provisto
una reducción suficiente de los coeficientes de Zernike;
y opcionalmente remodelar dicho lente hasta que
una reducción suficiente en dichos coeficientes sea obtenida.
21. Un método de acuerdo con la reivindicación
20, que comprende reducir suficientemente los coeficientes de
Zernike con relación a la aberración esférica.
22. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 19 a 21 que comprende reducir suficientemente los
coeficientes de Zernike con referencia a las aberraciones por encima
del 4º orden.
23. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 19 a 22 que comprende reducir suficientemente el
coeficiente de Zernike 11 de un frente de onda a partir de un
sistema óptico que comprende córnea y dicho lente intraocular
modelado, de manera que se obtenga un ojo suficientemente libre de
aberración esférica.
24. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, donde la reducción de aberraciones es
optimizada para uno de los focos.
25. Un método de acuerdo con la reivindicación
24, donde la reducción de aberraciones es optimizada para el foco
base.
26. Un método de acuerdo con la reivindicación
24, donde la reducción de aberraciones es optimizada para uno de por
lo menos uno de los focos adicionales.
27. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 23, donde la reducción de aberraciones es
optimizada para el foco base y el por lo menos un foco adicional
simultáneamente.
28. Un método de acuerdo con la reivindicación
1, donde el patrón difractivo es formado sobre la superficie
anterior y/o posterior del lente.
29. Un método de acuerdo con la reivindicación
28, donde el patrón difractivo es formado sobre la superficie del
lente que es modelado para reducir las aberraciones del sistema
óptico.
30. Un método de acuerdo con la reivindicación
28, donde el patrón difractivo es formado sobre una superficie del
lente y la otra superficie del lente es modelada para reducir
aberraciones del sistema óptico.
31. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 30, donde la modelación del lente multifocal
difractivo comprende modelar un lente bifocal intraocular.
32. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 31, donde la modelación del lente multifocal
provee un lente intraocular con sustancialmente las mismas
aberraciones reducidas para todos los focos.
33. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 1 a 31, donde la suma de la modulación para los dos
o más focos es mayor de 0.40, a una frecuencia de espacios de 50
ciclos/milímetro, cuando las mediciones se llevan a cabo en un
modelo de ojo promedio/individual usando una apertura de 5 mm.
\newpage
34. Un método de acuerdo con la reivindicación
34, donde la suma de la modulación para los dos o más focos es más
de 0.50.
35. Un método de acuerdo con la reivindicación
33 o 34, donde la modelación del lente multifocal comprende
modelación de un lente bifocal intraocular con una distribución de
luz de 50 - 50% entre los dos focos, y la modulación es por lo menos
0.2 para cada foco.
36. Un método para seleccionar un lente
intraocular multifocal difractivo que sea capaz de reducir
aberraciones de un ojo para por lo menos uno de los focos después de
su implantación que comprende las etapas de:
(i) caracterizar por lo menos una superficie de
córnea como un modelo matemático;
(ii) calcular las aberraciones resultantes de
dichas superficie(s) de córnea empleando dicho modelo
matemático;
(iii) seleccionar un lente intraocular
multifocal difractivo que tiene una superficie aesférica y una
potencia óptica adecuada de una pluralidad de lentes que tienen la
misma potencia, pero diferentes aberraciones;
(iv) determinar si un sistema óptico que
comprende dicho lente seleccionado y el modelo de córnea reduce
suficientemente una aberración cromática y una aberración
monocromática.
37. Un método de acuerdo con la reivindicación
36, que comprende determinar las aberraciones resultantes de dicha
superficie(s) de córnea en un frente de onda que ha pasado
por dicha córnea.
38. Un método de acuerdo con la reivindicación
36 o 37 que comprende adicionalmente las etapas de:
(v) calcular las aberraciones de un frente de
onda que llega de un sistema óptico de dicho lente seleccionado y
modelo de córnea;
(vi) determinar si dicho lente intraocular
multifocal difractivo seleccionado ha proporcionado una reducción
suficiente en aberraciones en un frente de onda que llega de dicho
sistema óptico para por lo menos uno de los focos;
(vii) y opcionalmente repetir las etapas (iii)
y
(viii) seleccionar al menos un nuevo lente que
tenga la misma potencia óptica hasta encontrar un lente capaz de
reducir suficientemente una aberración cromática y una aberración
monocromática.
39. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 38, donde dicha superficie(s) de
córnea
es(son) caracterizada en términos de un conoide de rotación.
es(son) caracterizada en términos de un conoide de rotación.
40. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 38, donde dicha superficie(s) de
córnea
es(son) caracterizada en términos de polinomiales.
es(son) caracterizada en términos de polinomiales.
41. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 38, donde dicha superficie(s) de
córnea
es(son) caracterizada en términos de una combinación lineal de polinomiales.
es(son) caracterizada en términos de una combinación lineal de polinomiales.
42. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 41, donde dicho sistema óptico comprende
adicionalmente medios complementarios para corrección óptica, tales
como gafas o un lente de corrección oftálmica.
43. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 35 a 26, donde la potencia refractiva de la córnea
y las estimaciones de longitud axial del ojo designan la selección
de potencias ópticas del lente para el lente intraocular multifocal
difractivo.
44. Un método de acuerdo con la reivindicación
36 a 41, donde un sistema óptico que comprende dicho modelo de
córnea y un lente intraocular multifocal difractivo seleccionado
proporciona un frente de onda sustancialmente reducido en
aberraciones para por lo menos uno de los focos, tal como se expresa
por lo menos uno de dicho polinomiales.
45. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 44 que incluye la caracterización de la
superficie frontal de la córnea de un individuo por medio de
mediciones topográficas y la expresión de las aberraciones de la
córnea como una combinación de polinomiales.
46. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 45 que incluye la caracterización de las
superficies frontal y posterior de la córnea de un individuo por
medio de mediciones topográficas y la expresión de las aberraciones
totales de la córnea como una combinación de polinomiales.
47. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 45, que incluye la caracterización de
superficies de la córnea de una población seleccionada y la
expresión de las aberraciones de córnea promedio de dicha población
como una combinación de polinomiales.
48. Un método de acuerdo con la reivindicación
41 o 47, donde dichos polinomiales son polinomiales de Seidel o
Zernike.
49. Un método de acuerdo con la reivindicación
48, que comprende las etapas de:
(i) expresar las aberraciones de córnea de una
combinación lineal de polinomiales de Zernike;
(ii) determinar los coeficientes de córnea de
Cernike;
(iii) seleccionar el lente intraocular
multifocal tal que un sistema óptico que comprenda dicho lente y
córnea proporcione un frente de onda que tenga una reducción
suficiente en los coeficientes de Zernike para por lo menos uno de
los focos.
50. Un método de acuerdo con la reivindicación
49, que comprende adicionalmente las etapas de:
(iv) calcular los coeficientes de Zernike
resultantes de un sistema óptico que comprende el lente intraocular
multifocal modulado y la córnea;
(v) determinar si dicho lente intraocular ha
proporcionado una reducción de los coeficientes de Zernike; y
seleccionar opcionalmente un nuevo lente hasta que se obtenga una
reducción suficiente de dichos coeficiente.
51. Un método de acuerdo con la reivindicación
49 o 50 que comprende determinar los polinomiales de Zernike hasta
el 4º orden.
52. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 49 a 51 que comprende reducir suficientemente los
coeficientes de Zernike con referencia a la aberración esférica.
53. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 49 a 52 que comprende reducir suficientemente los
coeficientes de Zernike por encima del 4º orden.
54. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 49 a 53 que comprende reducir suficientemente el 11
coeficiente de Zernike de un frente de onda a partir de un sistema
óptico que comprende la córnea modelo y dicho lente intraocular
seleccionado, hasta obtener un ojo suficientemente libre de
aberración esférica para por lo menos uno de los focos.
55. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 49 a 54 que comprende seleccionar un lente
intraocular de tal forma que una el sistema óptico que comprende
dicho lente intraocular y córnea proporcione una reducción de los
términos de aberración esférica según se expresa en polinomiales de
Seidel o Zernike en un frente de onda que haya pasado a través del
sistema.
56. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 49 a 55, donde se alcance reducción en términos de
aberración superiores.
57. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 56 caracterizado por seleccionar un
lente intraocular multifocal difractivo de un juego que comprende
lentes con figuraciones de potencias ópticas adecuadas y dentro de
cada rango de potencias ópticas una pluralidad de lentes que tienen
diferentes aberraciones.
58. Un método de acuerdo con la reivindicación
57, donde dichas aberraciones son aberraciones esféricas.
59. Un método de acuerdo con la reivindicación
58 donde dichos lentes dentro de cada rango de potencias ópticas
tienen superficies con diferentes componentes aesféricos.
60. Un método de acuerdo con la reivindicación
59 donde dichas superficies son las superficies anteriores.
61. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 60, donde la reducción de aberraciones es
utilizada para uno de los focos.
62. Un método de acuerdo con la reivindicación
61 donde la reducción de aberraciones es optimizada para el foco
base.
63. Un método de acuerdo con la reivindicación
61, donde la reducción de aberraciones es optimizada para uno de por
lo menos un foco adicional.
64. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 60, donde la reducción de aberraciones es
utilizada para el foco base y el por lo menos un foco adicional,
simultáneamente.
65. Un método de acuerdo con la reivindicaciones
36 a 64, donde el patrón difractivo es formado sobre la superficie
anterior y/o posterior del lente.
66. Un método de acuerdo con la reivindicación
65, donde el patrón difractivo se forma sobre la superficie del
lente que está modelada para reducir las aberraciones del sistema
óptico.
67. Un método de acuerdo con la reivindicación
65 donde el patrón difractivo se forma sobre una superficie del
lente y la otra superficie del lente es modelada para reducir las
aberraciones del sistema óptico.
68. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 67, donde el lente intraocular multifocal
difractivo es un lente bifocal.
69. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 68, donde el lente intraocular multifocal
tiene sustancialmente las mismas aberraciones reducidas para todos
los focos.
70. Un método de acuerdo con cualquiera de las
reivindicaciones 36 a 69, donde la suma de la modulación para los
dos o más focos es más de 0.40, a una frecuencia de espacios de 50
ciclos/milímetro, cuando las mediciones se llevan a cabo en un
modelo de ojo promedio/individual utilizando una apertura de 5
mm.
71. Un método de acuerdo con la reivindicación
70, donde la suma de la modulación para los dos o más focos es más
de 0.50.
72. Un método de acuerdo con la reivindicación
70 o 71, donde el lente es bifocal con una distribución de luz de
50-50% entre los dos focos y la modulación es por lo
menos 0.2 para cada foco.
73. Un lente oftálmico multifocal difractivo
adaptado para ser implantado en un ojo con una córnea, incluyendo el
lente un patrón difractivo y que es capaz de producir un foco base y
por lo menos un foco adicional, caracterizado porque el lente
es aesférico y está configurado de tal manera que una aberración
cromática y una aberración monocromática del ojo son reducidas para
por lo menos uno de los focos en un sistema óptico que comprende
dicho lente y la córnea.
74. Un lente intraocular multifocal difractivo
de acuerdo con la reivindicación 73, donde dicha córneo es una
córnea modelo.
75. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 74, donde dicha córnea modelo incluye términos
de aberración promedio calculados a partir de la caracterización de
córneas individuales para una población adecuada, y expresión de las
mismas en términos matemáticos de manera que se obtengan términos de
aberración individual.
76. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 75, donde dichos términos de aberración son
una combinación lineal de polinomiales de Zernike.
77. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 76 capaz de reducir los términos de aberración
expresados en polinomiales de Zernike de dicha córnea modelo, de tal
manera que un frente de onda que llegue desde un sistema óptico que
comprende dicha córnea modelo y dicho lente obtenga una aberración
esférica sustancialmente reducida.
78. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 77 capaz de reducir el 11º término de Zernike
del 4º orden.
79. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 78, adaptado para
reemplazar el lente natural en el ojo de un paciente, teniendo dicho
lente intraocular multifocal por lo menos una superficie no
esférica, siendo diseñada esta por lo menos una superficie no
esférica de tal manera que el lente para por lo menos uno de los
focos, en el contexto del ojo, proporcione a un frente de onda que
pasa por lo menos un término de aberración del frente de onda que
tenga sustancialmente el mismo valor pero con signo opuesto a un
valor promedio del mismo término de aberración obtenido a partir de
mediciones de córnea de un grupo seleccionado de personas, al cual
ha sido categorizado dicho paciente, de tal manera que un frente de
onda que llegue de la córnea del ojo del paciente obtenga una
reducción en dicho por lo menos un término de aberración
suministrado por la córnea después de pasar dicho lente.
80. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 79, caracterizado porque la por lo
menos una superficie no esférica del lente está diseñada para
reducir por lo menos un término de aberración positivo de un frente
de onda que pasa.
81. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 79 u 80, caracterizado por que el por
lo menos un término de aberración de frente de onda provisto al
frente de onda que pasa por el lente es un término de aberración
esférica, tal que un frente de onda que llegue desde la córnea del
ojo del paciente obtenga una reducción en dicho término de
aberración esférica provista por la córnea después de pasar dicho
lente.
\newpage
82. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 79 a 81, caracterizado
porque el por lo menos un término de aberración de frente de onda
provisto al frente de onda que pasa por el lente es por lo menos un
término de un polinomial de Zernike que representa la aberración del
frente de onda de la córnea.
83. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 82, caracterizado porque el por lo
menos un término de aberración del frente de onda provisto al frente
de onda que pasa por el lente es el termino 11º de Zernike
normalizado de una aberración de frente de onda de la córnea.
84. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 75 a 83, caracterizado
porque dicho grupo seleccionado de personas es un grupo de personas
que pertenecen a un intervalo específico de edad.
85. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 75-84,
caracterizado porque el lente está adaptado para ser usado
por un paciente que ha sufrido cirugía de córnea y porque dicho
grupo seleccionado de personas es un grupo de personas que han
sufrido cirugía de córnea.
86. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 75-85,
caracterizada porque dicho grupo seleccionado de personas es
un grupo de personas que sufrirán una operación quirúrgica de
cataratas.
87. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 79 u 80 caracterizado porque la
superficie no esférica es una superficie conoide modificada que
tiene una constante cónica (cc) menor de 0.
88. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 87 caracterizado porque el lente, para
al menos uno de los focos, es capaz de eliminar o reducir
sustancialmente una aberración esférica de un frente de onda en el
ojo o en un modelo de ojo que llegue de una superficie prolato que
tiene la fórmula:
La constante cónica tiene un valor que varía
entre -1 y 0,
r es el radio central de la córnea y
ad y ae son constantes aesféricas.
\vskip1.000000\baselineskip
89. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 79-88,
caracterizado porque una de la por lo menos una superficie no
esférica del lente es la superficie anterior.
90. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 79-88,
caracterizado porque una de la por lo menos una superficie no
esférica del lente es la superficie posterior.
91. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73-90,
caracterizado porque la reducción de aberraciones es
optimizada para uno de los focos.
92. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 91, caracterizado porque la reducción
de aberraciones es optimizada para el foco base.
93. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 91, caracterizado porque la reducción
de aberraciones es optimizada para uno de el por lo menos un foco
adicional.
94. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 90, caracterizado
porque la reducción de aberraciones es optimizada para el foco base
y el por lo menos un foco adicional, simultáneamente.
95. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 73-94, caracterizado
porque el patrón difractivo es formado sobre la superficie anterior
y/o posterior del lente.
96. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 73-94 caracterizado
porque el patrón difractivo se forma sobre la superficie del lente
que está modelada para reducir las aberraciones del sistema
óptico.
97. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 73-94 caracterizado
porque el patrón difractivo está formado sobre una superficie del
lente y la otra superficie del lente está modelada para reducir las
aberraciones del sistema óptico.
98. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 97, caracterizado
porque es bifocal.
99. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 98, caracterizado
porque el lente está hecho a partir de un material biocompatible
suave.
100. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 99, caracterizado
porque el lente está hecho de un material de silicona.
101. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 100, caracterizado porque el material
de silicona está caracterizado por un índice refractivo más
grande o igual a 1.43 a una longitud de onda de 546 nm, una
elongación de al menos 350%, una fuerza ténsil de por lo menos 2.07
MPa y una dureza de borde de aproximadamente 30 medida con un
Durómetro Shore tipo A.
102. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 98, caracterizado
porque el lente está hecho de un hidrogel.
103. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 98, caracterizado
porque el lente está hecho de un material biocompatible rígido.
104. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103,
caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la
aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente
polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la
aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de
0.0000698 mm hasta 0.000871 mm para un radio de apertura de 32
mm.
105. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103,
caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la
aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente
polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la
aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de
0.0000161 mm hasta 0.000200 mm para un radio de apertura de 3
mm.
106. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103,
caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la
aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente
polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la
aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de
0.0000465 mm hasta 0.000119 mm para un radio de apertura de 2,5
mm.
107. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 103,
caracterizado porque el lente está diseñado para balancear la
aberración esférica de una córnea que tiene un coeficiente
polinomial de Zernike que representa la aberración esférica de la
aberración del frente de onda con un valor en el intervalo de
0.0000868 mm hasta 0.000163 mm para un radio de apertura de 3,5
mm.
108. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 107,
caracterizado porque el lente está diseñado para proveer
sustancialmente la misma aberración reducida para todos los
focos.
109. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 73 a 108 caracterizado
porque la suma de la modelación para los dos o más focos es más de
0.40, a una frecuencia de espacios de 50 ciclos/milímetro, cuando la
medición se lleva a cabo en un modelo de ojo promedio/individual
usando una apertura de 5 mm.
110. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 109 caracterizado porque la suma de la
modelación para los dos o más focos es más de 0.50.
111. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 109 o 110, caracterizado porque es
bifocal con una distribución de luz de 50-50% entre
los dos focos que tienen una modulación de al menos 0.2 para cada
foco.
112. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con cualquiera de las reivindicaciones 95 a 100 que es bifocal
teniendo una distribución de luz diferente de 50-50%
obtenida de la reducción de la altura de los pasos en el patrón
difractivo en la dirección hacia la periferia del lente, de manera
que se desvía más intensidad de luz hacia el foco distante que al
foco cercano.
113. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación 112 que tiene una altura de paso gradualmente
reducida hacia la periferia del lente.
114. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación 113 que tiene una zona donde la altura de paso
gradualmente se reduce hacía la periferia del lente.
115. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación 114 donde dicha zona está localizada en la periferia
del lente.
116. Un lente multifocal de acuerdo con
cualquiera de las reivindicaciones 73 o 74 a 115
caracterizado porque el lente comprende por lo menos una
superficie configurada para compensar un frente de onda que pasa
desde una aberración cromática introducida por la superficie óptica
del ojo y el lente mismo, de manera que la aberración cromática es
reducida para por lo menos uno de los focos que comprende dicho
lente multifocal.
117. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación 116 caracterizada porque dicha por lo menos
una superficie está configurada como una parte difractiva con un
patrón de superficie difractiva y tiene una potencia refractiva para
ser añadida a la potencia óptica total del lente.
118. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación117 que tiene un primer patrón difractivo capaz de
generar múltiples focos, donde dicha superficie está configurada
como una parte difractiva con un segundo patrón de superficie
difractiva y tiene una potencia refractiva que se añade a la
potencia óptica total del lente.
119. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación 118, que es un lente bifocal, donde el segundo patrón
de superficie difractiva consiste de un número de anillos de los
cuales la primera zona tiene una anchura radial de 1.5 mm para una
potencia óptica total del lente de 20D.
120. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación 118 o 119, donde el segundo patrón de superficie
difractiva está localizado sobre el lado anterior del lente.
121. Un lente multifocal de acuerdo con las
reivindicaciones 116 a 120 que es bifocal y tiene una corrección
para aberración cromática que está balanceada entre los dos focos de
una forma tal que las funciones de transferencia de modulación
policromática a 50 ciclos/mm obtenidos a partir de un modelo de ojo
establecido se aproximan al mismo valor.
122. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación 73 caracterizado porque el lente tiene por lo
menos una superficie no esférica construida de manera que reduzca
tales aberraciones en un frente de onda que pasa por dicho lente que
son generadas desde el lente mismo.
123. Un lente multifocal de acuerdo con la
reivindicación122 caracterizado porque el lente reduce la
aberración esférica.
124. Un lente multifocal de acuerdo con las
reivindicaciones 122 o 123 caracterizado porque el lente es
un lente bifocal que distribuye más luz a su foco distante que a su
foco cercano.
125. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 122, caracterizado porque el lente es
un lente bifocal donde la por lo menos una superficie no esférica
del lente es la superficie anterior.
126. Un lente intraocular multifocal de acuerdo
con la reivindicación 122, caracterizado porque el lente es
un lente bifocal donde la por lo menos una superficie no esférica
del lente es la superficie posterior.
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