Método para diseñar una lente intraocular capaz de ajustar las aberraciones del ojo con el fin de proporcionar una corrección óptima de la visión a pacientes que consta de los siguientes elementos:

• Un modelo matemático del ojo que describe la estructura óptica y la actuación del ojo humano natural, que comprende al menos una superficie corneal asférica, un índice de gradiente y/o un modelo de lente de cristalino asférico, un eje visual que está inclinado con respecto al eje del "eje óptico" de simetría del ojo y una iris descentrada que representa una pupila de entrada descentrada.

• Determinación del rendimiento del modelo matemático del ojo en términos de calidad de la imagen y aberraciones esféricas en función del diámetro de la pupila.

• Utilización de un modelo matemático que describe las estadísticas de desalineaciones potenciales de la lente y errores de posicionamiento inducidos por cirugía o procesos de curación de la herida.

• Cálculo de la actuación óptica y aberraciones resultantes empleando dicho modelo matemático del ojo combinado con el modelo estadístico para desplazamientos de la lente.

• Y modelado óptico de una forma de lente esférica que sustituye al cristalino humano natural en el ojo que proporciona recuperación de la potencia óptica, proporcionando al mismo tiempo características ópticas de la lente humana con el fin de hacer que el ojo con la lente intraocular que tiene forma esférica tenga la misma cantidad de aberraciones esféricas y el mismo nivel de calidad de la imagen que el modelo matemático del ojo en fusión del diámetro de la pupila.

Lente intraocular asférica y método para el diseño de una IOL de este tipo.

1. Campo de la invención

La invención describe una lenta intraocular (IOL) nueva y un método para mejorar tales lentes en el campo de la oftalmología, que comprenden modificaciones de la forma de la superficie que difieren de geometrías esféricas perfectas.

2. Antecedentes de la invención El tratamiento de cataratas, como la causa mundial más frecuente de ceguera, es un proceso bien conocido desde la época de la Roma antigua (siglos I y II a. C.) . Desde este tiempo antiguo, la retirada completa de la lente del cristalino humana opaca es todavía la mejor opción para restablecer parcialmente la agudeza visual de los pacientes. Los resultados conseguidos son previsiblemente malos, debido a las contribuciones refractivas no contempladas de la lente humana natural al aparato visual, que no son compensadas adecuadamente en esta situación.

Un avance en la cirugía de cataratas se produjo en 1949, cuando el doctor inglés Harold Ridley implantó con éxito la primera lente intraocular fabricada de plástico PMMA duro. Esta lente era capaz de compensar la pérdida de potencia óptica de la lente humana natural. Desde esta época antigua, las IOL y las técnicas quirúrgicas han sido mejoradas continuamente. La cirugía actual de las cataratas es con mucho la cirugía más realizada en oftalmología con más de 2, 3 millones de pacientes anuales en los Estados Unidos. Aproximadamente otras 3 millones de cirugías se añaden en Europa y Japón.

La actuación del ojo humano, en términos de un sistema óptico, solamente se puede realizar si la lente artificial está correctamente posicionada y colocada en el foco. Cumpliendo esta condición, los rayos entrantes desde los puntos distantes del objeto forman puntos borrosos mínimos en la retina y proporcionan visión aguda. La adaptación correcta de una IOL al ojo humano individual es todavía difícil y la agudeza visual después de la operación de los pacientes depende de varios factores. Las inexactitudes durante la medición de las varias geometrías oculares, las inexactitudes durante la cirugía y los efectos después de la cirugía, tales como trauma quirúrgico y los procesos de curación de las heridas limitan la agudeza visual alcanzable debido a errores de posicionamientos de la IOL implantada. Los errores de posicionamiento con respecto al eje óptico causarán principalmente desenfoqué, inclinación y el descentramiento de la IOL dará como resultado astigmatismo inducido y errores de la córnea. Además aparecerán aberraciones ópticas de orden superior.

Actualmente, los diferentes procedimientos de diseño de IOL abordan estas cuestiones y tratan de mitigar los problemas poniendo énfasis particular sobre ciertos aspectos.

Una selección de diseños de lentes de la técnica anterior se describe de forma abreviada en la sección siguiente:

1. Diseño de Lente Equi-Convexa (ejemplo: Bausch & Lomb LI61U)

La IOL Equi-Convexa es el diseño de lente intraocular más utilizado en la práctica clínica. Ambas superficies son esféricas con radios de curvatura equivalentes. Como una consecuencia de estos diseños, se produce una cantidad significativa de aberración esférica. Debido al fuerte incremento de la aberración esférica con diámetro de la pupila, los pacientes sufrirán muy probablemente contorno borroso y pérdida de contraste en condiciones mesópicas / escotópicas debido a la aberración esférica.

2. Diseño de Lente Biconvexa o Plano Convexa (ejemplo AMO sensar AR40)

Los grados adicionales de libertad permiten el diseño de una "IOL mejor configurada" que proporciona aberraciones esféricas mínimas que se puede conseguir con superficies esféricas. La cantidad de aberración esférica se reduce en una medida significativa en comparación con 1. Puesto que la cantidad de SA es todavía mayor que la lente humana natural, los pacientes sufrirán probablemente contorno borroso y pérdida de contraste en condiciones mesópicas / escotópicas debido a aberración esférica.

3. IOLs optimizadas en el frente de la onda (ejemplo: Pharmacia, TECNIS Z9000)

Patente: U/S 6.609.793 B2

Superficie anterior asférica. Las derivaciones de la esfera base se expresan como expansión polinomial de 6º orden. El diseño de IOL se basa en datos de aberrometría media del frente de la onda obtenidos en un conjunto amplio de pacientes. El objetivo de la asferización consiste en compensar la aberración esférica positiva como inducida por la córnea humana normal. La IOL ha de proporcionar una cierta cantidad de aberración esférica negativa para llevar todo el aparato óptico a aberración esférica cero. Visto desde una perspectiva óptica teórica, este diseño debería proporcionar un rendimiento óptico máximo con la función de dispersión del punto lo más estrecha posible. La TECNIS Z9000 proporciona actuación óptica limitada en difracción sobre el eje. Esto se aplica incluso para pupilas grandes de 6 mm. Tal diseño de lente tiene algunos inconvenientes. Debido a la aberración esférica negativa significativa pretendida de la lente, es muy sensible con respecto al descentramiento que es probable que se produzca durante el implante y después del implante durante la sínfisis de la bolsa capsular. La actuación limitada en difracción de la lente desaparece inmediatamente incluso si se descentra ligeramente.

4. La "IOL libre de aberración" (Ejemplo: Bausch and Lomb, SofPort A0 and Akreos AO)

Patentes: US US2005/203619A1 y WO 2004/090611A3

Ambas superficies de la IOL son asféricas y la forma está definida por una constante cónica. Considerando las condiciones ópticas específicas detrás de la córnea, la IOL no introduce ninguna aberración esférica adicional al sistema óptico. En otras palabras: es "transparente" a la cantidad de aberraciones entrantes. Los sistemas que no introducen aberraciones esféricas, incluso no introducen coma mientras están descentrados. Por lo tanto, estas lentes se pueden descentrar en una medida significativa sin pérdida de contraste en comparación con el estado perfectamente centrado. Puesto que la aberración esférica corneal no está afectada por la IOL, está cantidad de aberración esférica es manifiesta y limita la actuación óptica sobre el eje. La "IOL libre de aberración" no cumple con las propiedades fisiológicas de la lenta humana natural y, por lo tanto, puede conducir a resultados sub-óptimos. Esta lente se puede utilizar para ojos después de cirugía refractiva, ojos con queratocono o con aberración esférica corneal atípica.

Existen algunas otras patentes con el objeto de incrementar las aberraciones esféricas con el fin de proporcionar profundidad de campo mejorada o pseudo-acomodación como:

Patente US 2004/0230299 (18 de Noviembre de 2005) Superficie oscilante superpuesta sobre una superficie esférica para producir diferentes enfoques delante y detrás del mejor foco con el fin de obtener una profundidad incrementada del foco.

Patente WO 2005/046527 (26 de Mayo de 2005) Lente monofocal multizona. Cada zona presenta un gradiente positivo o negativo de potencia desde la potencia base de la lente para producir una profundidad extendida de campo.

Patente US 6.126.286 (3 de Octubre de 2000) Lente monofocal multizona para producir una profundidad mejorada del campo, Patente EP 1402852 (29 de Septiembre de 2003) Lente esférica monofocal que permite una pseudo acomodación proporcionando una profundidad mejorada del campo (incrementando la cantidad de aberraciones esféricas) .

El documento EP 1424049 describe un método de diseño de una lente oftálmica multifocal capaz de reducir aberraciones del ojo.

3. Objeto de la invención

La invención proporcionará medios para solucionar los inconvenientes de la técnica anterior y proporcionará un rendimiento óptico perceptible significativamente mejorado en pacientes que necesitan un implante de IOL.

4. Sumario de la invención Esta invención proporciona una nueva lenta intraocular asférica y un método para diseñar tal IOL que da como resultado la obtención de una lente intraocular que proporciona rendimiento óptico perceptible significativamente mejorado a pacientes de IOL.

La lenta intraocular asférica de acuerdo con la invención comprende una superficie anterior y una superficie posterior, de manera que al menos una de la superficie anterior y la superficie posterior es asférica y de manera... [Seguir leyendo]

1. Método para diseñar una lente intraocular capaz de ajustar las aberraciones del ojo con el fin de proporcionar una corrección óptima de la visión a pacientes que consta de los siguientes elementos:

• Un modelo matemático del ojo que describe la estructura óptica y la actuación del ojo humano natural, que comprende al menos una superficie corneal asférica, un índice de gradiente y/o un modelo de lente de cristalino asférico, un eje visual que está inclinado con respecto al eje del ‘eje óptico' de simetría del ojo y una iris descentrada que representa una pupila de entrada descentrada.

• Determinación del rendimiento del modelo matemático del ojo en términos de calidad de la imagen y aberraciones esféricas en función del diámetro de la pupila.

• Utilización de un modelo matemático que describe las estadísticas de desalineaciones potenciales de la lente y errores de posicionamiento inducidos por cirugía o procesos de curación de la herida.

• Cálculo de la actuación óptica y aberraciones resultantes empleando dicho modelo matemático del ojo combinado con el modelo estadístico para desplazamientos de la lente.

• Y modelado óptico de una forma de lente esférica que sustituye al cristalino humano natural en el ojo que

proporciona recuperación de la potencia óptica, proporcionando al mismo tiempo características ópticas de la lente humana con el fin de hacer que el ojo con la lente intraocular que tiene forma esférica tenga la misma cantidad de aberraciones esféricas y el mismo nivel de calidad de la imagen que el modelo matemático del ojo en fusión del diámetro de la pupila.

2. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la distribución radial de la potencia óptica refractiva se 20 divide en al menos tres zonas funcionales que proporcionan visión fotópico, mesópico y escotópico.

3. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el modelado y la optimización de la forma de la lente incluye seleccionar los radios de curvatura de base de la superficie anterior y de la superficie posterior así como el espesor central, el espesor de los bordes y el índice de refracción.

4. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la cantidad de aberración esférica de un modelo 25 matemático del ojo que tiene la lente intraocular se mantiene al mismo nivel que el modelo matemático del ojo que tiene una de cristalino humano para diámetros de la pupila que varían desde más de 0 hasta 4 mm.

5. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la forma de la lente modificada se define en términos de combinación lineal de polinomios.

6. Un método de acuerdo con la reivindicación 1, en el que la forma de la lente modificada se define por la 30 ecuación:

con c=r-1curv (curvatura = 1 / radio de curvatura base) r = radio variable independiente sobre el eje óptico Q = constante cónica kn = coeficiente polinómico de orden .

7. Un método de acuerdo con la reivindicación 6, en el que k2 es 0.

8. Una lenta intraocular asférica diseñada por el método de acuerdo con la reivindicación 1.

9. Una lente intraocular asférica de acuerdo con la reivindicación 8, en la que la lente comprende una superficie anterior y una superficie posterior, de manera que al menos una de la superficie anterior y de la superficie posterior es asférica y en la que las propiedades ópticas de estas superficies tienen en cuenta una aberración esférica igual o próxima a la aberración esférica del ojo humano.