ES2210364T3

ES2210364T3 - Metodo de seleccion de una lente intraocular que ha de implantarse en un ojo.

Info

Publication number: ES2210364T3
Application number: ES96914495T
Authority: ES
Inventors: Sverker Norrby
Original assignee: Pharmacia Groningen BV
Current assignee: AMO Groningen BV
Priority date: 1995-05-09
Filing date: 1996-05-03
Publication date: 2004-07-01
Anticipated expiration: 2016-05-03
Also published as: EP0957827A1; US5968095A; PT957827E; SE9501714D0; DK0957827T3; JP3779998B2; DE69630544T2; EP0957827B1; JPH11506361A; WO1996035396A1; ATE252873T1; DE69630544D1

Abstract

SE PRESENTA UN PROCEDIMIENTO PARA LA SELECCION PRE-OPERATIVA DE UNA LENTE INTRAOCULAR A SER IMPLANTADA DENTRO DE UN OJO PARA HACER QUE EL OJO SEA EMETROPE O AMETROPE CON CUALQUIER REFRACCION POST-OPERATORIA DESEADA, EL PROCEDIMIENTO COMPRENDE LOS PASOS DE A) DETERMINAR LA LOCALIZACION DEL PLANO HAPTICO DE LA LENTE DEL OJO, B) DETERMINAR LA POTENCIA CORNEAL DEL OJO; C) DETERMINAR LA LONGITUD AXIAL DEL OJO, D) ESCOGER LA REFRACCION POST-OPERATORIA DESEADA; E) ASUMIR UNA LENTE PARA SER IMPLANTADA, LA LENTE TENDRA UNA POTENCIA Y UNA GEOMETRIAS CONOCIDAS, INCLUYENDO EL DESAJUSTE ENTRE EL PLANO HAPTICO DE LA LENTE Y EL VERTICE ANTERIOR DE LA LENTE SI ESTA EN EL ESTADO IMPLANTADO, F) CALCULAR A PARTIR DE LOS PARAMETROS DADOS POR A), B), C), D), Y E), ASI COMO A PARTIR DE LOS INDICES REFRACTIVOS DE LOS FLUIDOS OCULARES, CUANDO DESPUES DE LA OPERACION EL FOCO CAERA O NO SOBRE LA RETINA DEL OJO, G) SI NO SE DIERA EL CASO, REPETIR LOS PASOS D) - F) ASUMIENDO OTRA LENTE CON UNA POTENCIA Y/O UNA GEOMETRIA DIFERENTES, HASTA QUE EL FOCO CAIGA SOBRE LA RETINA SEGUN SE CALCULA EN EL PASO F), Y H) SELECCIONAR PARA SU IMPLANTE LA LENTE DISPONIBLE DE POTENCIA MAS ADECUADA PARA LA CUAL SE CALCULA EL ENFOQUE SOBRE LA RETINA EN EL PASO F).

Description

Método de selección de una lente intraocular que ha de implantarse en un ojo.

Campo técnico

La invención se refiere a un método de selección preoperatoria de una lente intraocular que ha de implantarse en un ojo para conseguir posoperatoriamente que el ojo sea emetrópico o ametrópico con cualquier refracción posoperatoria deseada.

Antecedentes de la invención

Para obtener un resultado de refracción posoperatorio deseado de un implante de una lente intraocular - emetropia o ametropía -, hay varios métodos en uso para determinar qué poder dióptrico debe tener la lente intraocular que ha de implantarse. El poder correcto del implante que ha de elegirse depende de la distancia axial desde la córnea, a la que la lente intraocular (LIO) terminará en el ojo.

Con las técnicas actuales, la posición axial de la LIO sólo puede calcularse aproximadamente.

En la actualidad existen dos escuelas principales para calcular la posición axial de la LIO.

Una escuela describe los elementos ópticos del ojo en lo que se refiere a la teoría de la lente delgada.

En relación con esto, por el presente documento se hace referencia a:

1) Fedorov SN, Kolinko AL. Estimation of optical power of the intraocular lens. Vestn. Oftamol 1967; 80(4):27-31,

2) Colenbrander MC. Calculation of the power of an iris clip lens for distant vision. Br J Ophthalmol 1973; 57:735-740,

3) Hoffer KJ. Mathematics and computers in intraocular lens calculation. Am Intra-Ocular Implant Soc J 1975; 1(1):4-5,

4) van der Heijde GL. A nomogram for calculating the power of the prepupillary lens in the aphakic eye. Bibliotheca Ophthalmol 1975; 83:273-275,

5) Thijssen JM. The emmetropic and the iseikonic implant lens: computer calculation of the refractive power and its accuracy. Ophthalmologica 1975; 171:467-486,

6) Binkhorst RD. The optical design of intraocular lens implants. Ophthalmic Surg 1975; 6(3):17-31, y

7) Holladay JT, Prager TC, Chandler TY, et al. A three-part system for refining intraocular lens power calculations. J Cataract Refract Surg 1988; 14:17-24.

La posición axial de la LIO se considera principalmente que es una constante, denominada a menudo constante PCA (profundidad de la cámara anterior). El valor de la constante depende en cierto grado del modelo de LIO. En la teoría de la lente delgada, esta constante representa la distancia posoperatoria entre los planos principales de la córnea y de la LIO.

Otra escuela aplica análisis estadísticos retrospectivos de datos clínicos para determinar un coeficiente, la denominada constante A, en una ecuación lineal, conocida como la fórmula SRK, que relaciona el poder K dióptrico corneal, la longitud L del ojo, el poder de la LIO y la refracción posoperatoria.

En relación con esto, se hace referencia a:

8) Sanders DR, Retzlaff J, Kraff M, et al.: Comparison of the accuracy of the Binkhorst, Colenbrander, and SRK^{TM} implant power prediction formulas. Am Intra-Ocular Implant Soc J 1981; 7:337-340,

9) Sanders DR, Retzlaff J, Kraff MC. Comparison of the SRKII^{TM} formula and other second generation formulas. J. Cataract Refract Surg 1988;14:136-141, y

10) Sanders DR, Retzlaff J, Kraff MC, Gimbel HV, Raanan MG. Comparison of the SRK/T formula and other theoretical and regression formulas. J Cataract Refract Surg 1990; 16:341-346.

La relación lineal mencionada anteriormente, no es una representación teóricamente correcta de los elementos ópticos del ojo, pero el enfoque SRK se usa más ampliamente porque es simple y, en la práctica clínica, da resultados similares al enfoque de la teoría de la lente delgada.

La fórmula SRK/T en la referencia 10) anterior, es un híbrido entre los dos enfoques.

En ambas escuelas, la mejora adicional supone correcciones que dependen principalmente de la longitud del ojo.

Las siguientes referencias:

11) Olsen T. Theoretical approach to intraocular lens calculation using Gaussian optics. J Cataract Refract Surg 1987; 13:141-145,

12) Haigis W. Strahldurchrechnung en Gausscher Optic zur Beschreibung des Linsen-Systems Brille-Kontaktlinse-Hornhaut-Augenlinse (IOL), en: Schott J, Jacobi KW, Freyler H (Hrsg): 4 Kongr. d. Deutsch. Ges. f. Intraokularlinsen Implant., Essen 1990. Berlín, Heidelberg, Nueva York, Springer Verlag 1990, y

13) Kashiwagi T. Ray tracing error correction in ophthalmic optics. J Cataract Refract Surg 1991; 17:194-198,

aplican la teoría de la lente gruesa, que es físicamente más exacta, aunque permanece el problema general del cálculo previo de la posición axial de la LIO.

La posición del elemento óptico de la LIO se determina mediante su fijación en el ojo. La fijación se obtiene principalmente por medio de conexiones a los elementos ópticos, denominados asas, que mantienen la lente en su lugar mediante la acción elástica contra el tejido ocular. El sitio más común de colocación de la LIO en la actualidad es dentro de la bolsa capsular. Colocaciones alternativas son en los surcos ciliares y el ángulo anterior de la cámara. También existen lentes que se fijan al iris, pero la fijación no es entonces mediante acción elástica. También hay lentes concebidas para la colocación en la bolsa capsular que no poseen asas ni ejercen acción elástica, tal como las lentes de disco, las lentes de placa y las lentes de relleno de la bolsa capsular.

El objeto de la invención es tratar de lograr un método de selección preoperatoria de una lente intraocular que ha de implantarse en un ojo para conseguir posoperatoriamente que el ojo sea emetrópico o con cualquier otro resultado de refracción elegido, método que debe ser aplicable a todos los tipos de LIO.

Esto se logra mediante el método según la invención, que comprende las etapas de

a): determinar la localización del plano háptico de la lente del ojo,

b): determinar el poder corneal del ojo,

c): determinar la longitud axial del ojo,

d): escoger la refracción posoperatoria deseada,

e): suponer que va a implantarse una lente, teniendo dicha lente un poder y una geometría conocidos, incluyendo la desviación entre el plano háptico de dicha lente y el vértice anterior de dicha lente como si estuviera en su estado implantado,

f): calcular a partir de los parámetros dados en a), b), c), d) y e), así como de los índices de refracción de los líquidos oculares, si posoperatoriamente el foco caerá sobre la retina del ojo o no,

g): si este no es el caso, repetir las etapas d) - f), suponiendo otra lente con un poder y/o geometría diferentes, hasta que se calcula el enfoque sobre la retina en la etapa f), y

h): seleccionar para el implante la lente de poder más próximo disponible para la que se calcula el enfoque sobre la retina en la etapa f).

Realizaciones preferidas

Para todas las LIO, puede determinarse un plano, el plano háptico de la lente (PHL), según la invención. Este plano es perpendicular el eje óptico del ojo y define el plano de fijación de la LIO en el ojo.

Dada la localización de este plano, es decir, realmente su distancia desde la córnea anterior, se determina la posición del elemento óptico en relación con él, mediante el diseño de la lente.

Para la colocación de la LIO en un sitio particular, por ejemplo la bolsa capsular, este plano debe ser independiente del modelo de lente. Dado el poder K dióptrico corneal, o lo que es equivalente, el espesor y los radios corneales, la longitud L del ojo, la localización del PHL desde la córnea anterior y el diseño de la lente, puede realizarse un cálculo exacto del poder dióptrico de la LIO para conseguir que el ojo sea emetrópico, o con cualquier otro resultado de refracción deseado, según la invención.

Según la invención, se llevan a cabo las etapas siguientes:

Se determina la localización del PHL del ojo en el que ha de implantarse la LIO, como también, mediante métodos conocidos per se, el poder corneal y la longitud axial de ese ojo. Además, se escoge el resultado de refracción deseado, normalmente emetropia.

A continuación, se supone que va a implantarse una lente que tiene un poder dióptrico y una geometría conocidos tal como se proporcionan por el fabricante.

Cualquier desviación entre dicho PHL determinado y el vértice anterior de la lente que se supone que va a implantarse, se determina a partir de la geometría de la lente, con lo cual, a partir del poder corneal determinado, la longitud axial determinada y la desviación determinada, así como el poder y la geometría de la lente supuesta y los índices de refracción de la córnea y los líquidos oculares, se calcula si posoperatoriamente el ojo obtendrá o no el resultado de refracción deseado con la lente supuesta.

Si este no es el caso, se supone otra lente con un poder y/o geometría diferente, y se repiten los cálculos anteriores hasta que se calcula el foco sobre la retina. Se selecciona entonces para el implante, la lente de poder disponible más próximo al que se ha calculado.

Según la invención, hay métodos directos e indirectos disponibles para determinar preoperatoriamente la localización del PHL, es decir, la distancia desde la córnea anterior al PHL.

La distancia desde la córnea anterior hasta la catarata anterior puede medirse mediante biometría por ecografía A (unidimensional). Tal como se ha mencionado anteriormente, esta distancia se denomina PCA (PCA ultrasónica o geométrica). El espesor, LEN, de la catarata también puede determinarse mediante biometría por ecografía A. La distancia desde la córnea anterior hasta el PHL debe ser mayor que la PCA, puesto que la LIO se coloca dentro de la bolsa capsular vacía posteriormente. Se postula la fórmula siguiente:

PHL = PCA + \alpha xLEN,

en la que \alpha es una constante que, tal como se sugiere por el análisis preliminar de los datos clínicos, está entre 0 y 0,25, preferiblemente entre 0,15 y 0,2. Este método es en cierto modo indirecto, pero puede aplicarse mediante medios que ya son de uso habitual.

Basándose en los mismos parámetros, también puede usarse la fórmula siguiente:

PHL = \beta x(PCA + LEN),

en la que \beta es una constante que, tal como se sugiere por el análisis preliminar de los datos clínicos, está entre 0,3 y 0,7, preferiblemente aproximadamente 0,5.

Con referencia a:

14) Pavlin CJ. Sherar MD, Foster FS. Subsurface ultrasonic microscopic imaging of the intact eye, Ophthalmology 1990; 97:244-250,

15) Pavlin CJ, Harasiewicz K, Sherar MD, Foster FS. Clinical use of ultrasound biomicroscopy. Ophthalmology 1991; 98:287-295,

16) Pavlin CJ, Rootman D, Arshinoff S, et al. Determination of haptic position of transsclerally fixated posterior chamber intraocular lenses by ultrasound biomicroscopy. J. Cataract Refract Surg 1993; 19:573-577, y

17) Pavlin CJ, Harasiewicz K, Foster FS. Ultrasound biomicroscopic analysis of haptic position in late-onset, recurrent hyphema after posterior chamber lens implantation. J Cataract Refract Surg 1994; 20:182-185,

la estructura anterior del ojo puede mapearse en tres dimensiones mediante biomicroscopía ultrasónica. La posición axial del ángulo de la cámara anterior, el iris y el surco ciliar pueden determinarse inequívocamente y, por tanto, la localización del PHL para estas colocaciones. La posición del PHL para la colocación en la bolsa capsular puede estar relacionada con la posición axial de la anatomía próxima al ecuador de la bolsa capsular, por ejemplo, al propio ecuador, la zónula y/o el cuerpo ciliar.

Con referencia a:

18) Bell J. Interferometry reveals eye's microstructure. Opto & Laser Europe, número 12, agosto de 1994,

la localización del PHL puede determinarse directamente mediante tomografía de coherencia óptica y microscopía de coherencia óptica.

La localización del PHL también puede determinarse meditante fotografía de Scheimpflug porque las cámaras Scheimpflug están generalmente disponibles en la actualidad.

Siguiendo los esquemas en un libro de texto general sobre óptica, concretamente:

19) O'Shea DC. Elements of modern optical design. Nueva York, Wiley-Interscience, 1985,

pueden realizarse cálculos de trazado de rayos para el rayo paraxial, un rayo meridiano o cualquier otro rayo. El trazado de rayos paraxiales equivale a la aplicación de la teoría de lente gruesa, también conocida como óptica de Gauss. El trazado de rayos meridianos emplea óptica geométrica exacta. Los trazados de rayos paraxiales y meridianos son equivalentes para los rayos próximos al eje óptico.

Un método más sofisticado para obtener un mejor foco es mediante los cálculos de la denominada función de transferencia de modulación (FTM). El rendimiento de un sistema óptico se describe mejor por su función de transferencia óptica (FTO). La FTO tiene una parte real, FTM, y una parte imaginaria FTF (función de transferencia de fase). Normalmente, sólo hay que preocuparse acerca de la FTM para la que existe un límite superior teórico, el límite de difracción.

Es importante que un sistema óptico transfiera frecuencias espaciales con un mínimo de distorsión.

La modulación, comúnmente denominada FTM, se normaliza para que sea 1 a la frecuencia espacial cero (objetos muy grandes). La curva límite de la FTM se aproxima monotónicamente a 0 en el límite de Rayleigh, la mayor frecuencia espacial (detalle más fino) que puede transmitirse por el sistema óptico. Las curvas de la FTM de los sistemas reales obviamente caen por debajo de la curva límite.

El mejor foco, definido como la posición en la que la FTM es máxima, de un sistema depende en cierta medida de la frecuencia espacial a la que se está enfocando. Una frecuencia espacial de 100 ciclos por milímetro corresponde aproximadamente a un nivel de finura asociado con la agudeza visual de 20/20 (terminología de EE.UU.); 1,0 (terminología europea); que es la línea sobre la gráfica optométrica de Snellen que los médicos y ópticos consideran como visión "total".

Para un sistema óptico, se puede calcular la FTM máxima para cualquier frecuencia espacial dada, en la que 100 ciclos por milímetro sería una elección lógica. El cálculo es o bien "geométrico" o bien "de difracción". Este último es más preciso y tiene en cuenta la naturaleza ondulatoria de la luz. El cálculo también tiene en cuenta el efecto de Stiles-Crawford. Los receptores de la retina son más sensibles para la luz perpendicular a la superficie de la retina. Esta preferencia de dirección es el efecto de Stiles-Crawford.

El "mejor" foco obtenido mediante los cálculos de la FTM - o trazado de rayos meridanos - normalmente se encuentra delante del foco paraxial. En la actualidad, la precisión de la medida para el cálculo del poder de la LIO no garantiza más sofisticación que el trazado de rayos paraxiales (óptica de Gauss).

La gran ventaja del método según la invención, en comparación con los métodos conocidos hasta ahora, es que permite el cálculo del poder del implante de la LIO partiendo de parámetros que se pueden medir preoperatoriamente, que relaciona la colocación de la LIO con la anatomía del ojo y que es independiente de los modelos de lente intraocular, siempre que los fabricantes de LIO divulguen la información necesaria sobre el diseño.

La idea básica de la invención es calcular dónde debe colocarse la LIO implantada a lo largo del eje óptico del ojo, con el fin de satisfacer la condición ótica para enfocar sobre la retina, dadas las mediciones oculares preclínicas y la refracción posoperatoria deseada.

Para medir posoperatoriamente, la PCA sirve como una corroboración independiente de la corrección del cálculo. Si no hay errores en la medición, la PCA calculada (córnea anterior hasta LIO anterior) y la PCA medida (geométrica) deben coincidir.

Con el conocimiento de un fabricante del diseño exacto de un modelo de LIO, hay una simple relación geométrica entre la posición del PHL y la PCA. La desviación entre el PHL y el vértice anterior de la LIO depende del diseño de la lente y de su poder dióptrico y, por tanto, de la relación entre el PHL y la PCA.

Para cualquier nuevo modelo de LIO, puede calcularse el poder dióptrico para conseguir que el ojo sea emetrópico o con cualquier rendimiento de refracción deseado, sin recurrir a las constantes de la PCA, las constantes A, o cualquier otro tipo de constantes, que constituyen la práctica actualmente.

Claims

1. Método de selección preoperatoria de una lente intraocular que ha de implantarse en un ojo para conseguir posoperatoriamente que el ojo sea emetrópico o ametrópico con cualquier refracción posoperatoria deseada, que comprende las etapas de:

a): determinar la distancia desde la cornea anterior al plano háptico de la lente del ojo,

b): determinar el poder corneal del ojo,

c): determinar la longitud axial del ojo,

d): escoger la refracción posoperatoria deseada,

2. Método según la reivindicación 1, que comprende determinar la distancia desde la córnea anterior hasta el plano háptico de la lente, midiendo la distancia desde la córnea anterior hasta la catarata anterior en el ojo, midiendo el espesor de la catarata y sumando dicho espesor medido, multiplicado por una constante clínicamente determinada, a dicha distancia medida.

3. Método según la reivindicación 2, en el que dicha constante está entre 0 y 0,25.

4. Método según la reivindicación 3, en el que dicha constante está entre 0,15 y 0,2.

5. Método según la reivindicación 1, que comprende determinar la distancia desde la córnea anterior hasta el plano háptico de la lente, midiendo la distancia desde la córnea anterior hasta la catarata anterior en el ojo, midiendo el espesor de la catarata y multiplicando dicha distancia medida, sumada a dicho espesor medido, por una constante clínicamente determinada.

6. Método según la reivindicación 5, en el que dicha constante está entre 0,3 y 0,7.

7. Método según la reivindicación 6, en el que dicha constante es de aproximadamente 0,5.

8. Método según la reivindicación 2 ó 5, que comprende medir dicha distancia y dicho espesor mediante biometría ultrasónica.

9. Método según la reivindicación 1, que comprende determinar la distancia desde la córnea anterior hasta el plano háptico de la lente mediante biomicroscopía ultrasónica.

10. Método según la reivindicación 1, que comprende determinar la distancia desde la córnea anterior hasta la localización del plano háptico de la lente mediante tomografía de coherencia óptica.

11. Método según la reivindicación 1, que comprende determinar la distancia desde la córnea anterior hasta el plano háptico de la lente mediante microscopía de coherencia óptica.

12. Método según la reivindicación 1, que comprende determinar la distancia desde la córnea anterior hasta el plano háptico de la lente mediante fotografía de Scheimpflug.

13. Método según la reivindicación 1, que comprende llevar a cabo el cálculo en la etapa f) mediante trazado de rayos ópticos, mediante cálculos de lente delgada o mediante cálculos de lente gruesa.

14. Método según la reivindicación 1, que comprende llevar a cabo el cálculo en la etapa f) mediante el cálculo de la modulación máxima obtenible de la función de transferencia óptica para cualquier frecuencia espacial.

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15. Método según la reivindicación 14, que comprende escoger que la frecuencia espacial sea de 100 ciclos por milímetro.