MÉTODO PARA MODELAR UNA LENTE INTRAOCULAR Y LENTE INTRAOCULAR.

Método para modelar una lente intraocular y lente intraocular Campo de la invención La invención se refiere a un método para modelar una lente intraocular que proporciona al ojo humano defectos visuales reducidos. Antecedentes de la invención El tratamiento de la catarata, como causa más importante de la ceguera a nivel mundial, es un proceso bien conocido desde los tiempos de la antigua Roma (primer y segundo siglo a.C.). Desde esta época en la antigüedad, la extracción completa de la lente cristalina humana opaca sigue siendo la mejor opción para restaurar parcialmente la agudeza visual de los pacientes. Como es de esperar, los resultados obtenidos son malos, a causa de las contribuciones refractivas, no tomadas en cuenta, de la lente humana natural al aparato visual, que no es compensada adecuadamente en esta situación. Un gran avance en la cirugía de cataratas pareció darse en 1949 cuando el médico inglés Harold Ridley consiguió implantar con éxito la primera lente intraocular fabricada de plástico duro PMMA. Esta lente era capaz de compensar la potencia óptica perdida de la lente humana natural. Desde aquella temprana época, las LIO (lentes intraoculares) y las técnicas quirúrgicas se han ido mejorando continuamente. Hoy en día, la cirugía de la catarata es con diferencia la cirugía más realizada en oftalmología con más de 2,3 millones de pacientes por año en los Estados Unidos. A ello se suman aproximadamente otros 3 millones de intervenciones quirúrgicas realizadas en Europa y Japón. En muchos casos, sin embargo, el rendimiento óptico de la LIO puede ser degradado por aberraciones corneales inherentes. La córnea humana presenta generalmente una aberración esférica positiva, que es típicamente compensada por una aberración esférica negativa de la lente cristalina natural. Si esta aberración esférica positiva de la córnea no es tomada en cuenta, afectará de manera adversa la focalización de la luz por el sistema combinado de la córnea y una LIO implantada. El rendimiento óptico del ojo humano pseudofáquico, en el sentido de un sistema óptico, es óptimo si la lente artificial está posicionada correctamente con respecto al eje visual, en una posición de enfoque óptimo con respecto a las células receptoras retinales y las aberraciones postoperatorias totales de la completa trayectoria óptica son razonablemente pequeñas. Aberraciones en este contexto significan aberraciones de frente de onda. Ello parte de la premisa de que un frente de onda convergente tiene que ser perfectamente esférico para formar una imagen ideal de un punto, es decir, si debe formarse una imagen perfecta en la capa receptora retinal del ojo, el frente de onda tras pasar por las superficies ópticas del ojo, tales como la córnea y una lente natural o artificial, tiene que ser perfectamente esférico. Se va a formar una imagen aberrada si el frente de onda diverge de la forma esférica. Cuando esta condición es cumplida, los rayos que entran desde puntos objeto distantes forman puntos mínimos borrosos en la retina y proporcionan una vista aguda en un modelo de rayos. La calidad de la imagen del punto es entonces reducida por efectos de difracción en el diafragma de apertura solamente y se le llama por ello "limitada por difracción". La selección correcta de una LIO a fin de responder a las exigencias individuales del ojo de un paciente sigue siendo difícil y el error óptico postoperatorio de los pacientes depende de cuatro categorías principales de factores contribuyentes a dichos errores. El error postoperatorio es una suma cuadrada siguiendo la ecuación de propagación del error de la contribución de cada grupo. total = 2 2 2 2 B ip o + rBme ip eo + otmP rs í oOeta t At, e r íbn a + La primera categoría ( Biometría, pre) incluye errores de biometría preoperatoria tales como errores de queratometría (K), errores de PCA (profundidad de la cámara anterior) PCA, errores de longitud axial ( LA), la exactitud de la ecuación utilizada para calcular la potencia de la LIO ( ecuación), errores de asfericidad corneal (Q) y puede proporcionar datos de entrada erróneos para el cálculo de la LIO: 2 2 2 2 2 Biometría,pre = P + CKA + L + Af ó r+ ( m Q ) 2   El segundo grupo (Biometría, pre) incluye cambios biométricos postoperatorios tales como trauma quirúrgico, procesos de cicatrización de heridas y sínfisis capsular. Biometría,post = 2 2 P C A p osKt + El tercer grupo (PotenciaLIO) incluye la exactitud limitada de la potencia etiquetada de la LIO, los incrementos de potencia de la LIO definidos por el fabricante de la LIO, la exactitud de la constante de LIO (p.ej. constante A, constante de Haigis, ELP (posición efectiva de la lente) etc.) y el desplazamiento relativo del segundo plano principal como una función del diseño de la LIO en diferentes potencias ópticas. PotenciaLIO = 2 2 2 I n s c P r+ eco mo tI eO+ neE n s ntxct i atqai + oanSuc El último grupo (Aberración) incluye aberraciones ópticas posteriores tales como cilindro remanente, SA (aberración esférica) remanente y una adición de aberraciones de orden superior. Aberración = 2 2 2 C ilin + dS r AoA O + Al objeto de minimizar los errores ópticos postoperatorios en los grupos anteriormente mencionados, médicos, investigadores y la industria han encontrado modos para reducir la contribución de los componentes de error individuales. La utilización habitual del IOLMaster de Carl Zeiss define el Estándar de Oro en las mediciones biométricas y mejoró de forma clínicamente significativa la exactitud de la evaluación de datos biométricos preoperatorios. Las fórmulas modernas de cálculo de LIO son más exactas para biometrías atípicas y apoyan la optimización de las constantes de LIO a un nivel específico de médicos y LIO. Las técnicas quirúrgicas novedosas tales como la cirugía por microincisión (MICS) reducen el riesgo de inducir astigmatismos corneales postoperatorios no deseados. Además de ello, las técnicas de incisión astigmáticamente neutras y las incisiones de relajación limbal ayudan a reducir astigmatismos corneales preexistentes. En dos estudios particulares, el desarrollo de los componentes del ojo fueron examinados separadamente, lo que llevó a la conclusión de que las aberraciones ópticas de los componentes individuales de ojos más jóvenes se neutralizan entre sí. Es sabido que los datos corneales pueden utilizarse junto con otros parámetros oculares para predecir la potencia y la asfericidad de una lente intraocular con el fin de maximizar los rendimientos ópticos del futuro ojo pseudofáquico. Además, fue observado también que la forma de la córnea de los sujetos proporciona un esférico positivo. Estudios indican que la córnea en los sujetos proporciona una aberración esférica positiva, que aumenta ligeramente con la edad. Por otro lado, la aberración rotacionalmente simétrica de la superficie corneal anterior no parece ser presentar diferencias entre ojo más joven y más viejo de acuerdo con otros estudios. El efecto deteriorante de una aberración esférica es mitigado por el uso de LIO correctoras de la aberración esférica. Es bien conocido del estado de la técnica anterior que la compensación de la aberración esférica en las LIO puede conseguirse utilizando modificaciones de superficie asférica. Las LIO asféricas pueden construirse con formas de superficie simétrica o formas de superficie asimétrica. Un ejemplo de semejante LIO asférica asimétrica es revelado en el documento US 6,609,793 B2. La superficie anterior de esta LIO ha sido diseñada para ser asférica. Las desviaciones de la curva base esférica son expresadas como expansión polinómica de sexto orden. El diseño de la LIO está basado en datos de aberrometría de frente de onda promediados obtenidos a partir de grandes cohortes de pacientes. El objetivo de la asferización es el de compensar la aberración esférica positiva tal como es inducida por la córnea humana media. La LIO está diseñada para proporcionar una cantidad determinada de aberración esférica negativa a fin de ajustar a cero la aberración esférica del aparato óptico entero. Visto desde una perspectiva teórica, este diseño proporciona un rendimiento óptico máximo con la función de dispersión del punto lo más estrecha posible, siempre y cuando la aberración esférica corneal sea idéntica o cercana a la cantidad media de la población modelo utilizada para el diseño. Un ejemplo más avanzado de una LIO asférica que proporciona una corrección de aberración esférica es revelado en el documento DE 10 2006 021 521 A1. Aparte de la corrección de errores de visión esféricos, las modificaciones de superficie de acuerdo con la invención permiten la restauración de las propiedades ópticas de la lente humana natural, tal como existe antes de la extracción. Por añadidura, la realización... [Seguir leyendo]

1. Un método para modelar una lente intraocular única, en el que la forma de al menos una superficie de la lente intraocular y/o el interior de la lente intraocular con respecto a su efecto de refracción son configurados de tal manera que, con una primera orientación dentro de un ojo humano, la lente intraocular corrige al menos parcialmente un primer defecto visual de un ojo humano y, con una segunda orientación dentro de un ojo humano, la lente intraocular corrige al menos parcialmente un segundo defecto visual de un ojo humano, donde la primera orientación significa que una primera superficie de la lente es dirigida hacia la córnea cuando la lente es colocada en un ojo humano, y la segunda orientación significa que una segunda superficie de la lente es dirigida hacia la córnea, cuando la lente es colocada en un ojo humano, y donde los diferentes defectos visuales son aberraciones, y donde al menos un modelo matemático de un ojo humano es utilizado como base para modelar la lente intraocular mediante la inserción de la lente intraocular en dicho modelo matemático para corregir dicho primer o bien dicho segundo defecto visual, dependiendo de una orientación de la lente intraocular dentro de un ojo humano, y donde se modifican parámetros específicos de dicho modelo matemático o de dicha especificación de un modelo matemático utilizados como base para caracterizar los defectos visuales a corregir mediante la lente intraocular, y donde son modificados el radio de la córnea y/o la curvatura de la córnea y/o la constante cónica para caracterizar un defecto visual específico. 2. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dos especificaciones diferentes de un modelo matemático son utilizadas como base para modelar la lente intraocular para la corrección de dos defectos visuales diferentes, donde dicha primera especificación caracteriza dicho primer defecto visual y dicha segunda especificación caracteriza dicho segundo defecto visual. 3. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dos modelos matemáticos diferentes son utilizados como base para modelar la lente intraocular de dos maneras distintas, donde dicho primer modelo matemático caracteriza dicho primer defecto visual y dicho segundo modelo matemático caracteriza dicho segundo defecto visual. 4. Un método de acuerdo con una de las reivindicaciones precedentes, en el que dicho modelado genera una lente intraocular que funciona como una lente correctora de aberraciones con una primera orientación dentro de un ojo humano. 5. Un método de acuerdo con una de las reivindicaciones precedentes, en el que dicho modelado genera una lente intraocular que funciona como una lente de aberración corregida con una segunda orientación dentro de un ojo humano. 6. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dicho al menos un modelo matemático está caracterizado por una forma asférica de la córnea y/o un índice de gradiente del medio refractivo de dicho ojo de modelo y/o una forma asférica del cristalino humano natural. 7. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que dicho modelo matemático es el modelo de Liou Brennan. 8. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el modelado incluye las conexiones de al menos un parámetro que caracteriza los modelos matemáticos o las especificaciones de un modelo matemático utilizados como base para el modelado y en el que, al cambiar el al menos un parámetro de un modelo o de una especificación, un parámetro del otro modelo o de la otra especificación es cambiado de tal manera que la forma de las superficies de la lente intraocular y/o de su interior con respecto a su efecto de refracción es cambiada para la corrección del primer y del segundo defecto visual. 9. Un método de acuerdo con una de las reivindicaciones precedentes, en el que al menos una de dichas superficies de la lente intraocular es diseñada como una superfice asférica. 10. Un método de acuerdo con una de las reivindicaciones precedentes, en el que modelar la lente intraocular es un proceso iterativo. 11. Un método de acuerdo con una de las reivindicaciones precedentes, en el que al menos una de dichas superficies de dicha lente intraocular y/o dicho interior de dicha lente intraocular con respecto a su efecto de refracción son configurados de tal manera que dicho primer y dicho segundo defecto visual, respectivamente, son corregidos cada uno con una razón de Strehl de al menos 0,5, especialmente de al menos 0,95, con relación al modelo matemático o la especificación de dicho modelo matemático utilizado como base.   21   22   23   24     26   27   28   29