ES2325427T3

ES2325427T3 - Correccion de aberraciones de orden superior en lentes intraoculares.

Info

Publication number: ES2325427T3
Application number: ES07108356T
Authority: ES
Inventors: Xin Hong; Mutlu Karakelle; Xiaoxiao Zhang
Original assignee: Alcon Research LLC
Current assignee: Alcon Research LLC
Priority date: 2006-05-17
Filing date: 2007-05-16
Publication date: 2009-09-03
Anticipated expiration: 2027-05-16
Also published as: TWI340032B; BRPI0705740A; AU2009210351A1; EP1857077B1; CA2588487C; BRPI0705740B8; SI1857077T1; PL1857077T3; AU2009210351B2; IL183290A; TW200803806A; US8211172B2; BRPI0705740B1; US20120262670A1; RU2372062C2; IL183290A0; KR20090096391A; AU2007202215A1; KR100971837B1; US8852273B2

Abstract

Procedimiento de fabricación de una lente intraocular (IOL) (32) utilizando un modelo de ojo para diseñar la lente, caracterizado porque comprende considerar variaciones en por lo menos un parámetro ocular en una población de ojos de pacientes estableciendo por lo menos un modelo de ojo (26) en el que el parámetro ocular puede modificarse sobre un intervalo exhibido por la población, emplear el modelo de ojo para evaluar una pluralidad de diseños de IOL para las prestaciones visuales de los ojos en la población de pacientes, seleccionar un diseño de IOL que proporciona un mejor ajuste para las prestaciones visuales sobre por lo menos una parte del intervalo presentado por la población, y fabricar una IOL de acuerdo con el diseño seleccionado.

Description

Corrección de aberraciones de orden superior en lentes intraoculares.

Antecedentes

La presente invención se refiere en general a procedimientos de diseño de lentes oftálmicas y, más particularmente, a procedimientos para diseñar y fabricar lentes intraoculares (IOL) y a procedimientos de este tipo que tienen en cuenta variaciones de parámetros oculares dentro de una población.

Las lentes intraoculares (IOL) se implantan rutinariamente en los ojos de pacientes durante una cirugía de cataratas para sustituir el cristalino natural. Dichas lentes se diseñan típicamente empleando modelos de ojo simplificados que no proporcionan necesariamente una representación precisa de la anatomía del ojo humano. En algunos casos, se establece para el procedimiento de diseño un modelo de ojo relativamente preciso que representa un ojo humano medio. Sin embargo, no puede utilizarse tal modelo de ojo medio para considerar variaciones en las prestaciones de la lente en una población de pacientes cuyos ojos pueden presentar diferentes parámetros oculares.

El documento WO 2005/098518 (Advanced Medical Optics, Inc.) describe un procedimiento para diseñar una lente oftálmica asférica con potencias tanto refractivas como difractivas que sea capaz de reducir la aberración cromática y por lo menos una aberración monocromática de un ojo, que comprende combinar las superficies asféricas refractivas y difractivas, seccionar un modelo de ojo apropiado, establecer una lente de diseño que tenga por lo menos una superficie asférica con capacidad para reducir aberración monocromática en dicho modelo de ojo, establecer un elemento de lente difractiva que corrija la aberración cromática del ojo de modelo, y ajustar el diseño de superficie de lente con el fin de obtener una calidad de imagen policromática adecuadamente alta en una forma que esté ponderada para cumplir con una función de mérito espectral.

El documento US 2002/105617 (Norrby et al) describe procedimientos para obtener lentes oftálmicas capaces de reducir las aberraciones del ojo, que comprende las etapas de caracterización de por lo menos una superficie corneal como un modelo matemático, calcular las aberraciones resultantes de dicha superficie o superficies corneales empleando dicho modelo matemático y seleccionar la potencia óptica de la lente intraocular. A partir de esta información, se modela una lente oftálmica de modo que un frente de onda que llegue de un sistema óptico que comprende dicha lente y dicho modelo corneal obtenga aberraciones reducidas en el ojo.

El documento US 2004/156014 (Piers et al) describe un procedimiento para diseñar una lente oftálmica multifocal con un foco de base y por lo menos un foco adicional, capaz de reducir aberraciones del ojo para por lo menos uno de los focos después de su implantación, comprendiendo las etapas siguientes: (i) caracterizar por lo menos una superficie corneal como un modelo matemático; (ii) calcular las aberraciones resultantes de dicha superficie o superficies corneales empleando dicho modelo matemático; (iii) modelar la lente oftálmica multifocal de tal modo que un frente de onda que llegue de un sistema óptico que comprende dicha lente y dicha por lo menos una superficie corneal obtenga aberraciones reducidas para por lo menos uno de los focos. Se describe asimismo un procedimiento para seleccionar una lente intraocular multifocal, un procedimiento para diseñar una lente oftálmica multifocal basándose en los datos corneales de un grupo de pacientes y una lente oftálmica multifocal.

En consecuencia, existe una necesidad de proporcionar procedimientos mejores para diseñar lentes oftálmicas y, en particular, IOL.

Sumario

La presente invención se dirige en general a procedimientos para diseñar y fabricar lentes intraoculares (IOL) de acuerdo con las siguientes reivindicaciones, que tengan en cuenta variaciones de uno o más parámetros oculares, tales como longitud axial ocular o esfericidad corneal dentro de una población de ojos de pacientes a los que se destina la IOL. A modo de ejemplo, tal procedimiento puede llegar a un diseño de IOL final considerando prestaciones visuales (por ejemplo, agudeza visual y/o sensibilidad al contraste) conseguidas por una pluralidad de diseños de IOL generados, por ejemplo, modificando un parámetro de diseño de la lente en un ojo modelo en el que puede variarse por lo menos un parámetro ocular. En algunos casos, se selecciona el diseño de IOL que proporcione el mejor ajuste para las presentaciones visuales sobre por lo menos una parte de un intervalo de parámetros oculares exhibidos por la población. Las prestaciones visuales mejor ajustadas pueden determinarse, por ejemplo, evaluando el promedio de prestaciones visuales ponderadas para cada diseño de IOL en todo el intervalo de parámetros oculares. La ponderación de las prestaciones visuales puede basarse, por ejemplo, en la distribución de los valores de parámetros oculares sobre la población.

En un aspecto, la invención proporciona un procedimiento para diseñar una IOL con el fin de considerar variaciones de por lo menos un parámetro ocular en una población de ojos de pacientes. El procedimiento puede incluir establecer por lo menos un modelo de ojo en el que el parámetro ocular pueda variarse en un intervalo presentado por la población. El modelo de ojo puede emplearse para evaluar una pluralidad de diseños de IOL en la corrección de prestaciones visuales de los ojos en la población de pacientes. Puede seleccionarse a continuación un diseño de IOL que proporcione un mejor ajuste para las prestaciones visuales (por ejemplo, agudeza visual o sensibilidad al contraste) sobre por lo menos una parte del intervalo exhibido por la población. A modo de ejemplo, de esta manera, puede seleccionarse una serie de diseños de IOL tales que cada diseño individual proporciona las mejores prestaciones visuales para una parte de la población de ojos de pacientes.

En un aspecto relacionado, el procedimiento requiere aplicar una función de ponderación a las prestaciones visuales presentadas por los diseños de IOL. La función de ponderación puede basarse, por ejemplo, en la distribución de los valores de parámetros oculares dentro de la población. Por ejemplo, las prestaciones visuales presentadas por el modelo de ojo a un valor más probable del parámetro ocular pueden proporcionar un peso mayor que a un valor menos probable. El mejor ajuste para las prestaciones visuales puede determinarse como un valor óptimo de la agudeza visual ponderada entre los diseños de IOL.

En un aspecto relacionado, los diseños de IOL pueden ser generados modificando por lo menos un parámetro de diseño de la lente. A título de ejemplo, el parámetro de diseño de la lente puede ser una constante cónica de una superficie asférica de la lente, dos constantes cónicas asociadas a una superficie tórica de la lente, una función de apodización asociada a alturas escalonadas en límites de zona de un patrón difractivo dispuesto en una superficie de lente, o cualquier otro parámetro de lente de interés.

En un aspecto relacionado, las prestaciones visuales asociadas a un modelo de ojo que incorpora un diseño de IOL pueden obtener determinando una función de transferencia de modulación en la retina del modelo de ojo. A título de ejemplo, la función de transferencia de modulación puede calcularse teóricamente empleando técnicas de trazado de rayos.

En otro aspecto, el parámetro ocular puede incluir, por ejemplo, la longitud axial ocular, la esfericidad corneal (por ejemplo, una constante cónica que caracteriza la esfericidad corneal), el radio corneal y/o la longitud de la cámara anterior ocular.

En otro aspecto, se describe un procedimiento de diseñar una IOL que incluye generar un modelo de ojo humano en el que pueda variarse por lo menos un parámetro biométrico ocular. El procedimiento requiere además evaluar las prestaciones ópticas de una pluralidad de diseños de IOL incorporando los diseños en el modelo de ojo y modificando el parámetro ocular sobre por lo menos una parte de un intervalo presentado por ojos en una población de pacientes. A continuación, puede seleccionarse por lo menos uno de los diseños de IOL que proporcione una prestación óptima.

El parámetro ocular puede comprender, por ejemplo, cualquiera de entre el radio corneal, la esfericidad corneal, la profundidad de la cámara anterior o la longitud axial ocular. Además, pueden generarse los diseños de IOL variando por lo menos un parámetro de diseño de la lente, por ejemplo empleando una simulación de Monte Carlo. Algunos ejemplos de tales parámetros de diseño de la lente incluyen, sin limitación, una constante cónica de una superficie de lente asférica, dos constantes cónicas asociadas con una superficie de lente tórica o una función de apodización asociada con alturas escalonadas en límites de zona de un patrón difractivo dispuesto en una superficie de lente.

En un aspecto relacionado, las prestaciones ópticas de un diseño de IOL pueden evaluarse empleando el modelo de ojo para determinar unas prestaciones visuales medias (por ejemplo, agudeza visual) proporcionadas por ese diseño sobre el intervalo de parámetros oculares. A título de ejemplo, las prestaciones visuales presentadas por un diseño de IOL a un valor dado del parámetro ocular pueden determinarse calculando una función de transferencia de modulación en la retina del modelo de ojo que incorpora el diseño. Los valores de prestaciones visuales calculados para un número de valores diferentes del parámetro ocular dentro de un intervalo de interés pueden promediarse a continuación para generar unas prestaciones visuales medias. En algunos casos, la evaluación de las prestaciones ópticas de un diseño de IOL se basa en una agudeza visual media ponderada determinada para ese diseño, por ejemplo de acuerdo con la distribución de probabilidades de los valores del parámetro ocular en el intervalo exhibido por la población. La IOL que presenta las mayores prestaciones visuales ponderadas puede identificarse a continuación como la que proporciona prestaciones óptimas.

En otro aspecto, se describe un procedimiento de diseñar una familia de lentes intraoculares (IOL) que incluye establecer por lo menos un modelo de ojo en el que puede variarse por lo menos un parámetro ocular sobre un intervalo presentado por una población de pacientes. El modelo de ojo puede utilizarse entonces para evaluar una pluralidad de diseños IOL para prestaciones visuales de ojos en la población de pacientes. Por lo menos pueden seleccionarse dos de los diseños de IOL de tal modo que un diseño proporcione las mejores prestaciones visuales de ajuste (por ejemplo, basándose en la agudeza visual y/o en el contraste de imagen) para una parte de la población y el otro proporcione las mejores prestaciones visuales de ajuste para otra parte de la población. El parámetro ocular puede ser, por ejemplo, el radio corneal, la esfericidad corneal, la profundidad de la cámara anterior o la longitud axial. A título de ejemplo, en una forma de realización, pueden seleccionarse tres diseños de IOL, cada uno para una parte de una población, de tal modo que un diseño de IOL presente una aberración esférica de aproximadamente -0,1 micrones, mientras que los otros dos presentan, respectivamente, unas aberraciones esféricas de aproximadamente -0,2 y de aproximadamente -0,3 micrones.

En otro aspecto, la invención proporciona un procedimiento de modelar las prestaciones visuales de una lente oftálmica, por ejemplo una IOL, que incluye establecer un ojo modelo que incorpore la lente oftálmica y determinar una función de transferencia de modulación (MTF) en un plano retinal de ese ojo modelo. Por lo menos un valor MTF correspondiente a una baja frecuencia espacial puede utilizarse a continuación para evaluar una sensibilidad al contraste de ese ojo modelo. La baja frecuencia espacial puede ser, por ejemplo, una frecuencia espacial menor de aproximadamente 60 lp/mm (\sim 18 ciclos/grado o una agudeza de 20/33 letras). A modo de ejemplo, la baja frecuencia espacial puede estar en un intervalo de aproximadamente 5 a aproximadamente 60 lp/mm (\sim 15 a 18 ciclos/grado). Además, por lo menos un valor MTF correspondiente a una alta frecuencia espacial puede utilizarse para evaluar una agudeza visual del ojo modelo. La alta frecuencia espacial puede ser, por ejemplo, una frecuencia espacial mayor que aproximadamente 60 lp/mm (\sim 18 ciclos/grado). Por ejemplo, la alta frecuencia espacial puede estar en un intervalo de aproximadamente 60 lp/mm a aproximadamente 100 lp/mm (\sim 18 a 30 ciclos/grado).

En otro aspecto, se describe un procedimiento de modelar prestaciones visuales de una lente oftálmica, por ejemplo una IOL, que incluye establecer un ojo modelo que incorpore la lente oftálmica y determinar una función de transferencia de modulación (MTF) en un plano retinal de ese ojo modelo. Por lo menos un valor MTF correspondiente a una alta frecuencia espacial puede utilizarse a continuación para evaluar una agudeza visual del ojo modelo. La alta frecuencia espacial puede ser, por ejemplo, una frecuencia mayor de aproximadamente 60 lp/mm (\sim 18 ciclos/grado). Por ejemplo, la alta frecuencia espacial puede estar en un intervalo de aproximadamente 60 a aproximadamente 100 lp/mm (\sim 18 a 30 ciclos/grado).

Todavía en otro aspecto, pueden incorporarse en el diseño de IOL estimaciones de tolerancias de fabricación asociadas a una o más características de la lente. Esto permite que los cálculos de las prestaciones visuales tengan en cuenta variaciones de ciertas propiedades de la lente que puede ocurrir durante la fabricación. Algunos ejemplos de características de lente, que pueden ser objeto de variaciones estadísticas debido a tolerancias de fabricación, incluyen irregularidades impartidas a una o más superficies de lente, el radio de una o más superficies de lente, el espesor de lente o el grado de asfericidad presentado por una o más superficies de lente.

En otro aspecto, se describe un procedimiento para proporcionar una IOL para su implantación en un ojo de paciente caracterizada porque presenta un parámetro ocular dentro de un intervalo exhibido por ojos de pacientes en una población. El procedimiento incluye proporcionar una pluralidad de IOL con variaciones en por lo menos un parámetro de diseño de lente y seleccionar entre las IOL la que proporcione un mejor ajuste para las prestaciones visuales sobre por lo menos una parte del intervalo de parámetros oculares para su implantación en el ojo del paciente.

En un aspecto relacionado, en el procedimiento anterior, la selección de la IOL comprende además determinar las prestaciones visuales exhibidas por cada IOL para una pluralidad de valores de parámetros oculares dentro del intervalo de valores exhibidos por los ojos de pacientes en la población. A continuación, pueden generarse unas prestaciones visuales medias ponderadas para cada IOL basadas en una distribución de probabilidades del parámetro ocular en la población y puede identificarse el mejor ajuste para las prestaciones visuales como un valor máximo de las prestaciones visuales medias ponderadas en todos los diseños de lentes.

Algunos ejemplos de parámetros oculares cuyas variaciones pueden considerarse en el procedimiento anterior de proporcionar una IOL incluyen, sin limitación, el radio corneal, la asfericidad corneal, la profundidad de la cámara anterior, la longitud axial ocular y una desviación de la línea de visión respecto de un eje óptico del ojo.

Además, puede obtenerse la comprensión de la invención haciendo referencia a la siguiente descripción detallada juntamente con los dibujos asociados que se describen brevemente a continuación:

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Breve descripción de los dibujos

La figura 1 es un diagrama de flujo que representa diversas etapas en una forma de realización ejemplificativa de un procedimiento según las enseñanzas de la invención para diseñar una IOL,

la figura 2 es una vista en sección transversal esquemática de una lente difractiva hipotética cuyas prestaciones en toda una población de interés pueden evaluarse por incorporación en un modelo de ojo y por variación de los parámetros oculares seleccionados del modelo,

la figura 3A muestra una pluralidad de MTF calculadas en una forma de realización ejemplificativa de un procedimiento de la invención para una pluralidad de modelos de ojo caracterizados por diferentes radios corneales, en los que se incorporó un diseño de IOL hipotético,

la figura 3B muestra una pluralidad de MTF calculados en una forma de realización ejemplificativa de un procedimiento de la invención para una pluralidad de modelos de ojo caracterizados por diferentes radios corneales, en los que se incorporó otra IOL hipotética (de referencia),

la figura 4A muestra una pluralidad de MTF calculadas en una forma de realización ejemplificativa de un procedimiento de la invención para una pluralidad de modelos de ojo caracterizados por diferentes valores de esfericidad corneal, en los que se incorporó un diseño de IOL hipotético,

la figura 4B muestra una pluralidad de MTF calculadas en una forma de realización ejemplificativa de un procedimiento de la invención para una pluralidad de modelos de ojo caracterizados por diferentes valores de esfericidad corneal, en los que se incorporó otra IOL hipotética (de referencia),

la figura 5A muestra una pluralidad de MTF calculadas en una forma de realización ejemplificativa de un procedimiento de la invención para una pluralidad de modelos de ojo caracterizados por diferentes valores de la profundidad de la cámara anterior, en los que se incorporó un diseño de IOL hipotético,

la figura 5B muestra una pluralidad de MTF calculadas en una forma de realización ejemplificativa de un procedimiento de la invención para una pluralidad de modelos de ojo caracterizados por diferentes valores de la profundidad de la cámara anterior, en los que se incorporó una IOL hipotética diferente (de referencia),

la figura 6 presenta una pluralidad de MTF calculadas para modelos de ojo, en uno de los cuales se incorporó una IOL de referencia y en el otro un diseño de IOL hipotético, en función de valores de descentración diferentes de las IOL,

la figura 7 presenta una pluralidad de MTF calculadas para modelos de ojo, en uno de los cuales se incorporó una IOL de referencia y en el otro un diseño de IOL hipotético, en función de diferentes valores de inclinación de las IOL,

la figura 8 presenta una pluralidad de MTF calculadas para modelos de ojo con un diseño de IOL asférica/tórica hipotética y una IOL esférica/tórica de referencia para tres ángulos de rotación de las lentes,

la figura 9A muestra cálculos de MTF ejemplares desarrollados en una realización de un procedimiento de la invención para modelos de ojo con un diseño de IOL hipotético para una serie de errores refractivos esféricos diferentes,

la figura 9B muestra cálculos de MTF ejemplares desarrollados en una realización de un procedimiento de la invención para modelos de ojo con un diseño de IOL hipotético para una serie de diferentes errores refractivos esféricos,

la figura 10 presenta MTF calculadas para modelos de ojo con una IOL de referencia y una IOL de diseño hipotético para una serie de diferentes errores refractivos cilíndricos,

la figura 11 muestra los resultados de simulaciones de MTF promediadas para 200 modelos de ojo, caracterizados por diferentes parámetros biométricos y/o errores de desalineación y refractivos, en donde cada modelo de ojo se consideró con seis diferentes IOL hipotéticas,

la figura 12 representa gráficamente un cambio en la MTF asociada con cada modelo de ojo simulado en la figura 11, en respuesta a la sustitución de una lente de referencia esférica en el modelo por una de una serie de diferentes lentes asféricas,

la figura 13 representa gráficamente la distribución de valores de MTF calculados correspondientes a diferentes modelos de ojo simulados en los que se incorporó una pluralidad de opciones de diseños de IOL,

la figura 14 representa esquemáticamente un desfase entre una línea de visión asociada a un ojo modelo y un eje óptico de una IOL incorporada en el ojo modelo,

la figura 15A presenta una pluralidad de MTF policromáticas calculadas para un ojo modelo en el que se incorpora una lente asférica para una inclinación cero y una inclinación de 5 grados del eje óptico de la lente con relación a la línea de visión del ojo,

la figura 15B presenta una pluralidad de MTF policromáticos calculadas para un ojo modelo en el que se incorpora una lente esférica para una inclinación cero y una inclinación de 5 grados del eje óptico de la lente con relación a la línea de visión del ojo,

la figura 16A presenta una pluralidad de MTF calculadas para un ojo modelo en el que se incorpora una lente asférica para una inclinación y descentración cero y una inclinación de 5 grados y una descentración de 0,5 mm del eje óptico de la lente con relación a la línea de visión del ojo, y

la figura 16B presenta una pluralidad de MTF policromáticos calculadas para un ojo modelo en el que se incorpora una lente esférica para una inclinación y descentración cero y una inclinación de 5 grados y una descentración de 0,5 mm del eje óptico de la lente con relación a la línea de visión del ojo.

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Descripción detallada de las formas de realización preferidas

La presente invención proporciona en general procedimientos para diseñar lentes oftálmicas (por ejemplo, IOL) simulando las prestaciones de una pluralidad de lentes en ojos modelos caracterizados porque presentan diferentes valores de parámetros oculares seleccionados basándose en variaciones de los parámetros exhibidos en una población de ojos de pacientes. En las siguientes formas de realización, las características destacadas de diversos aspectos de la invención se exponen en conexión con lentes intraoculares. Sin embargo, las enseñanzas de la invención pueden aplicarse también a otras lentes oftálmicas, tales como las lentes de contacto. La expresión "lente intraocular" y su abreviatura "IOL" se utilizan en la presente memoria de forma intercambiable para describir lentes que se implantan en el interior del ojo para sustituir el cristalino natural del ojo o aumentar la visión de otra manera con independencia de que se retire o no el cristalino natural. Las lentes intracorneales y las lentes fáquicas son ejemplos de lentes que pueden implantarse en el ojo sin retirar el cristalino natural.

Haciendo referencia a un diagrama de flujo de la figura 1, en una forma de realización de un procedimiento para diseñar una lente intraocular (IOL), en una etapa inicial 1, se establece un modelo de ojo en el que puede variarse por lo menos un parámetro ocular (por ejemplo, el radio o la esfericidad corneal). En muchas formas de realización, el modelo de ojo es un modelo teórico que facilita la modificación de uno o más parámetros oculares, aunque puede utilizarse también un modelo de ojo físico. El modelo de ojo puede emplearse para evaluar una pluralidad de diseños de IOL en la corrección de prestaciones visuales para ojos en una población de pacientes de interés (etapa 2). Basándose en las evaluaciones de los diseños de IOL, en la etapa 3, puede seleccionarse por lo menos uno de los diseños que proporcione un mejor ajuste para prestaciones visuales sobre por lo menos una parte de un intervalo (o preferentemente todo el intervalo) de valores exhibidos para ese parámetro ocular en esa población de pacientes.

En muchas formas de realización, las prestaciones ópticas para cada diseño de IOL pueden evaluarse calculando una función de transferencia de modulación (MTF) asociada al modelo de ojo en el que se incorpora ese diseño de IOL. Como se conoce en la técnica, una MTF proporciona una medida cuantitativa del contraste de imagen exhibido por un sistema óptico, por ejemplo, un modelo de ojo que comprende una IOL. Más específicamente, la MTF de un sistema de formación de imágenes puede definirse como una relación de un contraste asociado con una imagen de un objeto formado por el sistema óptico en relación con un contraste asociado con el objeto.

El sistema visual humano utiliza la mayoría de las frecuencias espaciales que pueden resolverse por muestreo neural. De este modo, en muchas formas de realización, los valores de MTF que van de bajo (por ejemplo, 10 lp/mm, que corresponden a aproximadamente 20/200 de agudeza visual) a alto (por ejemplo, 100 lp/mm, que corresponden a aproximadamente 20/20 de agudeza visual) son promediados para obtener la medida de unas prestaciones ópticas esperadas de un diseño de IOL implantado en un ojo humano.

En las formas de realización ejemplificativas explicadas a continuación, se emplea una MTF media como una función de mérito para determinar un plano focal óptimo y evaluar la calidad óptica de un modelo de ojo hipotético particular en simulaciones de Monte Carlo.

El análisis de Monte Carlo puede configurarse para simular variabilidad aleatoria asociada a valores de diversos parámetros oculares entre diferentes pacientes. A título de ejemplo, los ojos humanos muestran una potencia corneal variable, aberración esférica corneal, profundidad de cámara anterior y longitud axial. Además, el cristalino natural y/o una IOL implantada pueden tener diversas cantidades de rotación, descentración y/o inclinación, por ejemplo en relación con un eje óptico del ojo. Las variaciones están distribuidas de manera aleatoria y generalmente normal. En muchas formas de realización, el análisis de Monte Carlo selecciona valores de una distribución de probabilidades normal asociados a uno o más de estas variables (por ejemplo, una distribución de probabilidades conjunta correspondiente a una pluralidad de variables) para generar una pluralidad de ojos humanos hipotéticos que pertenecen a una población de interés. Puede calcularse a continuación la calidad óptica de cada modelo de ojo como se indica, por ejemplo, por una MTF media. En algunas formas de realización, el modelo de ojo que tiene la mejor MTF media puede elegirse como el diseño más adecuado para esa población. Además, los valores MTF pueden agregarse para proporcionar estadísticas, tal como desviación media estándar, percentil 10, percentil 50 y percentil 90.

Además de parámetros biométricos, pueden considerarse también variaciones debidas a otros factores, tales como errores de desalineación (por ejemplo, descentración, inclinación y/o rotación) y desenfoque al simular las prestaciones ópticas de una pluralidad de IOL.

Para ilustrar adicionalmente diversos aspectos de la invención, se evaluaron las prestaciones ópticas de cada uno de una pluralidad de diseños de lente hipotéticos y ejemplares variando los parámetros oculares seleccionados de un modelo de ojo en el que se incorporó el diseño de la lente. Haciendo referencia a la figura 2, se supuso que cada lente incluía una óptica 18 con una superficie óptica anterior 20 y una superficie óptica posterior 22 dispuestas alrededor de un eje óptico 24. La superficie anterior incluye un patrón de difracción 26 formado de una pluralidad de zonas difractivas 26a que están separadas una de otra por escalones cuyas alturas se reducen a medida que aumentan sus distancias al eje óptico. A título de ejemplo, las alturas de escalón pueden definirse de acuerdo con la siguiente relación:

1

en la que

p es una altura de fase,

\lambda es una longitud de onda del diseño (por ejemplo, 550 nm),

n_{2} es el índice de refracción del material que forma la lente, y

n_{1} es el índice de refracción del punto medio que rodea la lente,

f_{apodizar} designa una función de apodización.

Pueden emplearse una gran variedad de funciones de apodización. Por ejemplo, en algunas formas de realización, la función de apodización se define de acuerdo con la siguiente relación:

2

en la que

r_{i} designa la distancia de cada límite de zona radial a la intersección del eje óptico con la superficie,

r_{in} designa el límite interior de la zona de apodización,

r_{ext} designa el límite exterior de la zona de apodización, y

exp designa un exponente para obtener una reducción deseada en las altura de escalón. Por ejemplo, en la patente US nº 5.699.142, la cual se incorpora en la presente memoria como referencia, pueden encontrarse otros detalles relativos a la apodización de las alturas de escalón.

Además, un perfil de base de la superficie anterior tiene un perfil de base asférico caracterizado por un grado de asfericidad seleccionado, mientras que la superficie posterior exhibe un grado de toricidad seleccionado. Se consideró también un diseño hipotético de referencia en el que la superficie anterior es esférica (es decir, carece de asfericidad). Los diversos parámetros estructurales de estos diseños hipotéticos (es decir, radio de superficie anterior (ASR), asfericidad de superficie anterior (ASC), radio de superficie posterior en un meridiano (BSR1), radio de superficie posterior en otro meridiano más empinado (BSR2), espesor del centro (CT), potencia y toricidad) se resumen en la Tabla 1 siguiente:

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TABLA 1

3

Para los fines de esta ilustración, los parámetros biométricos, de desalineación y de error refractivo antes mencionados se consideraron como variables independientes y no correlacionadas en una distribución estadística conjunta. Para cada experimento de simulación, se eligieron aleatoria e independientemente diferentes valores de estos parámetros para construir un modelo de ojo que simularía un ojo arbitrario individual en la población general. Las prestaciones ópticas de tal modelo de ojo con cada uno de los diseños de IOL hipotéticos anteriores se evaluó calculando la MTF. Se utilizó un software de diseño óptico comercializado como Zemax® (versión de 4 de marzo de 2003, Zemax Development Corporation, San Diego, CA) para calcular la MTF. Este procedimiento de selección y modelación óptica aleatorias se iteró 200 veces para proporcionar estadísticas con respecto a las prestaciones de cada diseño en toda la población. Deberá entenderse que estas simulaciones se presentan sólo para fines ilustrativos y no están destinadas a limitar el alcance de la invención. Por ejemplo, en otras formas de realización, el número de iteraciones puede ser mucho mayor de 200 (o menor de 200).

A título de ejemplo, en las simulaciones anteriores, se supuso que el radio corneal se distribuía normalmente por encima de un valor medio de aproximadamente 7,72 mm con una desviación estándar de +/- 0,28 mm. Además, se seleccionaron los valores de la asfericidad corneal (constante cónica) a partir de una distribución normal con un valor medio de -0,183 y una desviación estándar de +/- 0,160. Se supuso que la profundidad de la cámara anterior se distribuía alrededor de un valor medio de 4,60 mm con una desviación estándar de +/- 0,30 mm.

A título de ejemplo, la figura 3A muestra una pluralidad de MTF calculadas para modelos de ojo caracterizados por cinco radios corneales diferentes (es decir, 7,16 mm (-2 SD (desviación estándar)), 7,44 (-1 SD), 7,72 mm (0 SD), 8,00 (+1 SD) y 8,28 (+2 SD)), en los que se incorporó la IOL hipotética anterior identificada como Diseño #3. Se empleó una asfericidad corneal de -0,183 para todos los modelos de ojo. Además, la figura 3B presenta respectivas MTF exhibidas por los mismos modelos de ojo, en los que se incorporó la IOL hipotética anterior designada como referencia. Los cálculos se realizaron utilizando una pupila de entrada de 6,0 mm. Estos cálculos muestran que las prestaciones de la IOL (diseño #3) con una superficie asférica anterior son más susceptibles a las variaciones en el radio corneal que las de la lente de referencia que carece de tal asfericidad.

Como se ha señalado anteriormente, la asfericidad corneal (expresada típicamente como constante cónica) es otro parámetro que se modificó en las simulaciones de Monte Carlo ilustrativas. Un gran número de estudios muestran que las distribuciones de la esfericidad corneal siguen típicamente formas curvas a modo de campana. Una parte pequeña de corneas están sustancialmente libre de aberraciones (caracterizadas por una constante cónica de 0,5) y una parte pequeña es esférica (caracterizada por una constante cónica de 0). La mayoría de las corneas anteriores exhibe una esfericidad corneal que está dentro de una desviación estándar de 0,16 aproximadamente de un valor medio de -0,183. En otras palabras, la aberración esférica media exhibida por una córnea dentro de la población general es de aproximadamente 0,242 micrones con una desviación estándar de aproximadamente 0,086 micrones.

A modo de ejemplo, la figura 4A muestra las MTF calculadas para modelos de ojo caracterizados por cinco valores diferentes de asfericidad corneal (es decir, -0,503 (-2 SD), -0,343 (-1 SD), -0,183 (0 SD), -0,023 (+1 SD) y +0,137 (+2 SD)), en los que se incorporó la IOL hipotética anterior identificada como Diseño #3. Se seleccionó un radio corneal constante de 7,72 mm para cada modelo de ojo. La figura 4B muestra MTF calculadas de forma similar para los modelos de ojo anteriores, en los que se incorporó la IOL hipotética anterior designada como referencia. Los cálculos presentados en las figuras 4A y 4B se realizaron para una pupila de entrada de 6,0 mm (5,2 mm en el plano de la IOL).

Las simulaciones anteriores de las prestaciones de una lente asférica hipotética y de una lente esférica hipotética en función de la asfericidad muestran que la lente asférica funciona mejor que la lente esférica para una variedad de asfericidades corneales excepto para una córnea libre de aberraciones. Sin embargo, sólo un pequeño porcentaje de los ojos en la población general exhibe una córnea libre de aberraciones (de aproximadamente 6%) e incluso para tales ojos las prestaciones de la lente asférica son razonablemente buenas.

La profundidad de la cámara anterior, definida como la distancia entre la superficie corneal anterior y la superficie de lente anterior, es otro parámetros cuyas variaciones en una población pueden considerarse al simular las prestaciones de una pluralidad de IOL. A modo de ejemplo, la figura 5A presenta una pluralidad de MTF calculadas para modelos de ojo caracterizados porque presentan los siguientes valores de profundidad de la cámara anterior, en los que se incorporó la IOL hipotética anterior identificada como Diseño #3: 4,0 mm (-2 SD), 4,3 mm (-1 SD), 4,6 mm (0 SD), 4,9 mm (+1 SD) y 5,2 mm (+2 SD). Para comparar las prestaciones de la lente del Diseño #3 con las de la lente de referencia en función de las variaciones en la profundidad de la cámara anterior, se calcularon MTF similares para los modelos de ojo anteriores en los que se incorporó la lente de referencia, como se muestra en la figura 5B. Para ambos grupos de cálculos, se empleó una pupila de 6,0 mm.

Estas simulaciones indican que las prestaciones ópticas de las dos IOL (asférica y esférica) son menos susceptibles a las variaciones en la profundidad de la cámara anterior que en la asfericidad y/o el radio corneales. Aunque una desviación de una posición de IOL implantada en una profundidad de cámara anterior respecto de su posición de diseño pretendida puede afectar teóricamente a la aberración esférica residual y al error astigmático, los cálculos anteriores indican que tales errores residuales pueden ser bastante limitados en la práctica.

Otros parámetros que pueden afectar a las prestaciones ópticas de una lente incluyen efectos de desalineación, tales como descentración, inclinación y rotación. Una lente situada en el ojo humano puede someterse a estas desalineaciones en relación con la córnea. Por ejemplo, las prestaciones de una lente asférica pueden verse afectadas adversamente debido a la descentración y la inclinación. Además, las prestaciones de una lente tórica pueden ser susceptibles a la rotación de la lente; por ejemplo, la rotación de la lente puede provocar error astigmático. A título de ejemplo, la figura 6 presenta las MTF calculadas para ojos de modelo, en uno de los cuales se incorporó la lente asférica hipotética anterior designada como Diseño #3 y en el otro la lente de referencia esférica hipotética anterior en función de los siguientes valores de descentración: 0,0 mm, 0,25 mm y 0,5 mm. Los cálculos se realizaron para una pupila de entrada de 6,0 mm (5,2 mm en el plano de IOL). Estas simulaciones indican que la lente asférica es más susceptible a descentración que la lente esférica. Sin embargo, incluso con una descentración de 0,5 mm, la lente asférica funciona mejor que la lente esférica.

A título ilustrativo adicional, se realizaron cálculos de MTF similares en las dos lentes asférica y esférica antes mencionadas (es decir, Diseño #3 y referencia) para los siguientes ángulos de inclinación (a un tamaño de pupila de 6,0 mm): 0, 2,5 y 5. Estos cálculos, que se presentan en la figura 7, indican que las prestaciones de la lente asférica son más susceptibles a la inclinación de la lente que las de la lente esférica. Sin embargo, la lente asférica supera a la lente esférica para todos los ángulos de inclinación.

La rotación de la lente dentro del ojo puede afectar también a sus prestaciones ópticas, por ejemplo introduciendo astigmatismo residual. A título de ejemplo, la figura 8 presenta una pluralidad de MTF calculadas para ojos modelo con la lente asférica/tórica hipotética anterior del Diseño #3, así como la lente de referencia esférica/tórica para los siguientes ángulos de rotaciones de lente (a un tamaño de pupila de 6,0 mm): 0º, 2,5º y 5º. Estas simulaciones indican que la lente asférica funciona generalmente mejor que la lente esférica. En particular, las imágenes generadas por la lente asférica exhiben un contraste significativamente más alto sobre un amplio intervalo de frecuencias espaciales, incluso bajo una rotación de lente considerable de 5º.

Los errores refractivos, que pueden dar lugar a desenfoque, constituyen otro conjunto de parámetros que pueden utilizarse al simular las prestaciones ópticas de las IOL. Por ejemplo, con las técnicas quirúrgicas actuales, pueden ocurrir errores refractivos esféricos y/o cilíndricos del orden de +/-1/4 D. Las figuras 9A y 9B muestran, respectivamente, cálculos de MTF ejemplificativos realizados para ojos modelo con el Diseño #3 anterior, así como con la lente hipotética de referencia para los siguientes errores refractivos esféricos: 0 D, \pm 1/8 D y \pm1/4 D (se supone un tamaño de pupila de 6,0 mm). Estos cálculos indican que las prestaciones de la lente asférica pueden ser más susceptibles a errores refractivos esféricos. Sin embargo, cuando se consideran las magnitudes absolutas de los contrastes de modulación, la lente asférica funciona mejor hasta un desenfoque de aproximadamente 1/4 D.

A título de ejemplos adicionales, la figura 10 presenta las MTF calculadas para ojos modelo con el Diseño #3 anterior y con la lente hipotética de referencia en función de los siguientes errores refractivos cilíndricos (a un tamaño de pupila de 6,0 mm): 0 D, \pm 1/8 D y \pm1/4 D). Estas simulaciones indican que los errores refractivos cilíndricos provocan caídas de MTF similares para la lente esférica y las lentes asféricas. Sin embargo, incluso con un error cilíndrico de 1/4 D, la lente asférica muestra una MTF sustancialmente mayor con relación a la exhibida por la lente esférica sin error cilíndrico. Cabe destacar que las desalineaciones debidas a la rotación de la lente que se expusieron anteriormente pueden inducir también errores cilíndricos residuales. Sin embargo, la rotación de la lente puede inducir también a aberraciones de orden superior.

Otro parámetro que puede jugar un papel en las prestaciones ópticas de una IOL es la localización efectiva de esa IOL en el ojo. Por tanto, en algunas realizaciones de la invención, se simulan variaciones en la localización del 2º plano principal de una IOL implantada para tomar en cuenta errores refractivos que puedan inducir tales variaciones.

La figura 11 muestra los resultados de simulaciones de 200 modelos de ojo, caracterizados por diferentes parámetros biométricos y/o diferentes errores de desalineación y refractivos, con cada una de las IOL hipotéticas anteriores (Tabla 1). La MTF para cada simulación se presenta como un punto de datos. La MTF media, los percentiles 10, 50 y 90, así como la desviación estándar (SD) y desviaciones \pm 2 SD respecto de la media se presentan en la Tabla 2 siguiente:

TABLA 2

4

La MTF media se incrementa inicialmente con un aumento en la corrección asférica exhibida por los diseños de lente hasta alcanzar una meseta y, a continuación, disminuye. De hecho, la opción de diseño que proporciona una corrección de aberración esférica sustancialmente completa no proporciona las mejores prestaciones ópticas totales en toda la población. Por el contrario, la MTF media llega a un máximo cuando la lente corrige parcialmente la aberración esférica corneal. La dispersión de las prestaciones ópticas dentro de la población simulada aumenta también cuando se incrementa la cantidad de corrección de aberración esférica proporcionada por el diseño de lente. En particular, un incremento en la cantidad de corrección de aberración esférica da como resultado una sobrecorrección para un porcentaje creciente de la población, a la vez que proporciona beneficios para más pacientes con córneas aberradas. No obstante, todas las opciones de diseño asférico (#1 a #5) proporcionan considerables ventajas con respecto al diseño de referencia esférico.

La figura 12 representa gráficamente un cambio en la MTF asociada con cada ojo simulado en respuesta la sustitución de la lente de referencia esférica por una de las lentes asféricas. El porcentaje de los modelos de ojo (pacientes simulados) que se beneficia de un diseño asférico puede calcularse contando el número de modelos de ojo que presentan una mejora en sus respectivas MTF. Los diseños asféricos presentan generalmente unas prestaciones ópticas mejoradas con relación al diseño esférico para la mayoría de los modelos de ojo. Por ejemplo, el porcentaje de los modelos de ojo que se beneficia de las opciones de diseño #1 a #5 en las simulaciones anteriores va de aproximadamente el 84% a aproximadamente el 90%, proporcionando las opciones de diseño #1 a #3 las mejoras más pronunciadas.

Se realizaron simulaciones de Monte Carlo similares para las lentes hipotéticas anteriores con un tamaño de pupila de entrada de 4,5 mm. Como en las simulaciones previas, se consideraron 200 modelos de ojo para cada opción de diseño de lente. La Tabla 3 siguiente enumera los resultados de estas simulaciones en términos de MTF media, los percentiles 10, 50 y 90, así como la desviación estándar (SD) y desviaciones \pm 2 SD respecto de la media:

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TABLA 3

5

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La figura 13 muestra la distribución de los valores MTF correspondientes a diferentes modelos de ojo simulados en los que se incorporaron las opciones de lente anteriores. Además, la Tabla 4 siguiente proporciona un sumario de una mejora de MTF y un porcentaje de ojos simulados que se benefician de cada diseño asférico con relación a la lente de referencia esférica:

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TABLA 4

6

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Estas simulaciones sugieren que el Diseño #3 proporciona las mejores prestaciones ópticas medias con el máximo porcentaje de satisfacción del paciente simulado (según se mide por la MTF). En particular, la MTF media asociada al Diseño #3 es mayor en aproximadamente 0,17 unidades log con relación al de la lente de referencia, presentando hasta aproximadamente el 89% de los modelos de ojo simulados mejores prestaciones con el Diseño #3 que con la lente de referencia.

En algunas formas de realización, las simulaciones de los ojos modelos pueden utilizarse para seleccionar uno o más Diseños de lente como proporcionando el mejor ajuste para una población de interés, por ejemplo, basándose en la MTF media calculada para los ojos simulados y/o el porcentaje de ojos simulados que presentan prestaciones mejoradas con relación a una referencia. Por ejemplo, las anteriores simulaciones para una pupila de 4 mm pueden utilizarse para seleccionar las opciones de Diseño #2, #3 y #4 como proporcionando una MTF media mayor, así como un porcentaje más alto de ojos simulados que presentan prestaciones mejoradas con relación a la lente de referencia. Para las simulaciones que emplean un tamaño de pupila de 6 mm, las opciones de Diseño #3, #4 y #5 pueden seleccionarse basándose en una mejora de MTF y las opciones de Diseño #1, #2 y #3 pueden seleccionarse sobre la base de un incremento en el porcentaje de ojos simulados que presentan prestaciones mejoradas. En todos los casos, la opción de Diseño #3 proporciona prestaciones ópticas superiores y una mayor robustez de corrección esférica.

En algunas formas de realización, puede seleccionarse una familia de diseños de IOL basándose en la evaluación de las prestaciones ópticas de una pluralidad de diseños de IOL, de tal modo que cada diseño de IOL seleccionado proporcione las mejores prestaciones visuales de ajuste (por ejemplo, agudeza visual, sensibilidad al contraste o una combinación de las mismas) para una parte de una población de ojos de pacientes. A modo de ejemplo, puede seleccionarse un diseño de IOL que presente una aberración esférica de aproximadamente -0,1 micrones para pacientes con una parte de la población, mientras que otros dos diseños de IOL, presentando uno de ellos unas aberraciones esféricas de aproximadamente -0,2 micrones y presentando el otro una aberración esférica de aproximadamente -0,3 micrones, pueden seleccionarse para otras dos partes de la población.

Las prestaciones visuales de una IOL pueden evaluarse sobre la base de cualquier criterio apropiado (por ejemplo, basándose en la agudeza visual, la sensibilidad al contraste o una combinación de las dos). En algunas realizaciones, se modelan (evalúan) las prestaciones ópticas de un diseño de IOL utilizando los valores de MTF a bajas frecuencias espaciales para modelar la sensibilidad al contraste obtenida por esa IOL y empleando valores de MTF a altas frecuencias espaciales para moldear la agudeza visual obtenida por esa IOL. A título de ejemplo, pueden emplearse frecuencias espaciales menores de aproximadamente 60 lp/mm (\sim 18 ciclos/grado) (por ejemplo, en un intervalo de aproximadamente 5 a aproximadamente 60 lp/mm (\sim 1,5 a 18 ciclos/grado)) para evaluar la sensibilidad al contraste exhibida por un ojo modelo en el que se incorpora un diseño de IOL, mientras que pueden emplearse frecuencias espaciales mayores de aproximadamente 60 lp/mm (\sim 18 ciclos/grado) (por ejemplo, en un intervalo de aproximadamente 60 a aproximadamente 100 lp/mm (\sim18 a 30 ciclos/grado) para evaluar la agudeza visual exhibida por ese ojo modelo.

En algunas formas de realización, pueden considerarse tolerancias de fabricación al simular las prestaciones de una IOL en un ojo modelo. A título de ejemplo, pueden tenerse en cuenta tolerancias de fabricación correspondientes al radio y la asfericidad de la superficie de la lente, la irregularidad de la superficie de la lente, el centrado y la inclinación de la superficie de lente, el espesor de la lente y la tolerancia tórica, con la finalidad de determinar una IOL óptima para su implantación en ojos de pacientes dentro de una población de interés. Por ejemplo, en simulaciones de Monte Carlo, pueden modificarse una o más de tales tolerancias (por ejemplo, además de los parámetros biométricos expuestos anteriormente) sobre un intervalo típicamente observado en la fabricación de una lente de interés a fin de modelar sus contribuciones a las prestaciones de uno o más diseños de lente. El diseño de lente que presente las mejores prestaciones puede seleccionarse a continuación como el más adecuado para uso en la población de interés.

Cuando se implanta una IOL en un ojo de un paciente, el eje óptico de la IOL puede desplazarse (por ejemplo, debido a la inclinación y/o descentración) con relación a un eje asociado a la línea de visión del ojo. Por este motivo, en algunas formas de realización, se consideran los efectos de tal desplazamiento al simular las prestaciones de una pluralidad de IOL incorporadas en ojos modelo. A título de ejemplo, como se muestra esquemáticamente en la figura 14, la línea de visión de un modelo de ojo 26 puede asociarse con un grupo de rayos 28 que están desplazados con relación a un grupo de rayos 30 incidentes sobre una IOL 32, que se incorpora en el ojo modelo, paralelos al eje óptico de la IOL.

A título ilustrativo, las figuras 15A y 15B comparan las prestaciones ópticas de las dos lentes, una con una superficie asférica y la otra con superficies esféricas, incorporadas en un ojo modelo medio como una función de una inclinación de 5 grados con relación a la línea de visión del ojo. Más específicamente, la figura 15A presenta curvas de MTF policromáticas 34, 36 y 38 (luz incidente con longitudes de onda de 450 nm, 550 nm y 650 nm) calculadas en el plano retinal del ojo modelo con una pupila de 5 mm en el que se incorporó la lente asférica con una asfericidad de superficie caracterizada por una constante cónica de aproximadamente -42. La curva 34 corresponde a una inclinación cero, mientras que las curvas 36 y 38 proporcionan a su vez valores de MTF a lo largo de dos direcciones ortogonales para un caso en el que el eje óptico de la lente esté inclinado aproximadamente 5 grados con relación a la línea de visión asociada al ojo modelo. La figura 15B proporciona también tres curvas de MTF policromáticas 40, 42 y 44, donde la curva 40 corresponde a una inclinación cero entre el eje óptico de la lente esférica con relación a la línea de visión del ojo, mientras que las curvas 42 y 44 proporcionan valores de MTF a lo largo de dos direcciones ortogonales para un caso en el que el eje óptico del IOL muestra una inclinación de 5 grados con relación a la línea de visión del ojo. Una comparación de las curvas de MTF presentadas por las figuras 15A y 15B indica que aunque la inclinación puede tener un afecto mayor en las prestaciones de la IOL asférica, la IOL asférica proporciona un contraste considerablemente mejorado con relación a la IOL esférica.

El desplazamiento de un eje óptico de IOL en relación con una línea de visión del ojo de un paciente puede deberse no sólo a una inclinación, sino también a una descentración de la IOL. A título ilustrativo, la figura 16A presenta curvas de MTF policromáticas respectivas 46, 48 y 50 calculadas en la retina de un ojo modelo medio con una pupila de 5 mm en el que se incorporó una IOL asférica caracterizada por una constante cónica de aproximadamente -27. La curva 46 es una MTF de referencia correspondiente a una inclinación y una descentración cero, mientras que las curvas 48 y 50 presentan valores de MTF a lo largo de dos direcciones ortogonales que corresponden a una inclinación de 5 grados y un desplazamiento de 0,5 mm del eje óptico de la IOL con relación al centro de la pupila. La figura 16B presenta a su vez curvas de MTF 52, 54, 56 y 58 calculadas en la retina de un ojo modelo medio en el que se incorporó una IOL esférica. Las curvas 52 y 54 son MTF de referencia correspondientes a una inclinación y una descentración cero del eje óptico de la IOL con relación a la línea de visión del ojo modelo, mientras las curvas 56 y 58 proporcionan valores de MTF a lo largo de dos direcciones ortogonales que corresponden a una inclinación de 5 grados y una descentración de 0,5 mm (es decir, un desplazamiento del eje óptico de la IOL con relación al centro de la pupila). Una comparación de las MTF presentadas en las figuras 16A y 16B indica que la IOL asférica proporciona unas mejores prestaciones ópticas que la IOL esférica para los valores de inclinación y descentración supuestos.

Más generalmente, en muchas formas de realización de la invención, una asfericidad caracterizada por una constante cónica en un intervalo de aproximadamente -73 a aproximadamente -27 puede impartirse a por lo menos una superficie de la IOL para asegurar unas prestaciones más robustas en presencia de un desplazamiento de la línea de visión con relación a un eje óptico de una IOL. A título de ejemplo, puede obtenerse un valor más apropiado de la asfericidad para una población de pacientes, por ejemplo evaluando las prestaciones ópticas de lentes con diferentes valores de asfericidad (por ejemplo, realizando simulaciones de Monte Carlo) para un intervalo de valores de desplazamiento típicamente observados.

Los expertos ordinarios en la materia apreciarán que pueden realizarse diversos cambios en las formas de realización anteriores sin apartarse, por ello, del alcance de la invención.

Claims

1. Procedimiento de fabricación de una lente intraocular (IOL) (32) utilizando un modelo de ojo para diseñar la lente, caracterizado porque comprende

considerar variaciones en por lo menos un parámetro ocular en una población de ojos de pacientes estableciendo por lo menos un modelo de ojo (26) en el que el parámetro ocular puede modificarse sobre un intervalo exhibido por la población,

emplear el modelo de ojo para evaluar una pluralidad de diseños de IOL para las prestaciones visuales de los ojos en la población de pacientes,

seleccionar un diseño de IOL que proporciona un mejor ajuste para las prestaciones visuales sobre por lo menos una parte del intervalo presentado por la población, y

fabricar una IOL de acuerdo con el diseño seleccionado.

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2. Procedimiento según la reivindicación 1, que comprende asimismo aplicar una función de ponderación a las prestaciones visuales mostradas por los diseños de IOL, basándose dicha función en la distribución del parámetro ocular en la población.

3. Procedimiento según la reivindicación 2, en el que dichas prestaciones visuales comprenden la agudeza visual.

4. Procedimiento según la reivindicación 3, que comprende asimismo determinar el mejor ajuste para la agudeza visual como un valor óptimo de una agudeza visual ponderada entre los diseños de IOL.

5. Procedimiento según la reivindicación 4, en el que el empleo del modelo de ojo comprende determinar una agudeza visual media proporcionada por ese diseño sobre dicho intervalo de parámetros oculares.

6. Procedimiento según la reivindicación 5, que comprende asimismo la ponderación de dicha agudeza visual media de acuerdo con una distribución de probabilidades del parámetro ocular mostrado por la población de pacientes.

7. Procedimiento según la reivindicación 6, que comprende asimismo identificar un diseño de IOL que muestra la mayor agudeza visual media ponderada como proporcionando dicho valor óptimo.

8. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que el modelo de ojo comprende evaluar las prestaciones ópticas de una pluralidad de diseños de IOL incorporando los diseños en el modelo de ojo y modificando dicho parámetro ocular sobre por lo menos una parte de un intervalo mostrado por los ojos en la población de pacientes, y seleccionar uno de los diseños de IOL que proporcione un nivel deseable de prestaciones.

9. Procedimiento según la reivindicación 8, que comprende asimismo generar dichos diseños de IOL variando por lo menos un parámetro de diseño de la lente.

10. Procedimiento según la reivindicación 9, en el que dicho parámetro de diseño de la lente comprende cualquiera de entre una constante cónica de una superficie de lente asférica, dos constantes cónicas asociadas a una superficie de lente tórica o una función de apodización asociada a alturas de escalón en límites de zona de un patrón difractivo dispuesto en una superficie de lente.

11. Procedimiento según la reivindicación 8, que comprende asimismo utilizar una simulación de Monte Carlo para modificar dicho parámetro ocular.

12. Procedimiento según la reivindicación 8, que comprende asimismo incorporar una estimación de la tolerancia de fabricación asociada a por lo menos una característica de la lente en uno o más de dichos diseños de IOL.

13. Procedimiento según la reivindicación 12, en el que dicha característica de la lente comprende cualquiera de entre irregularidades asociadas a una superficie de lente, un radio de una superficie de lente, una asfericidad de una superficie de lente y un espesor de lente.

14. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones anteriores, en el que dicho parámetro ocular comprende cualquiera de entre la longitud axial, la asfericidad corneal, el radio corneal, la profundidad de la cámara anterior ocular y la desviación de la línea de visión respecto de un eje óptico del ojo.

15. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 14, que comprende asimismo determinar una función de transferencia de modulación (MTF) en la retina del modelo de ojo para obtener la agudeza visual mostrada por los diseños de IOL.

16. Procedimiento según la reivindicación 15, que comprende asimismo utilizar por lo menos un valor de MTF correspondiente a una baja frecuencia espacial para evaluar una sensibilidad al contraste de dicho ojo modelo.

17. Procedimiento según la reivindicación 16, en el que dicha baja frecuencia espacial es inferior a aproximadamente 60 lp/mm (\sim 18 ciclos por grado).

18. Procedimiento según la reivindicación 17, en el que dicha baja frecuencia espacial está en el intervalo comprendido entre 5 y 60 lp/mm (\sim 1,5 a 18 ciclos por grado).

19. Procedimiento según la reivindicación 15, que comprende asimismo utilizar por lo menos un valor de MTF correspondiente a una elevada frecuencia espacial para evaluar la agudeza visual de dicho ojo modelo.

20. Procedimiento según la reivindicación 19, en el que dicha alta frecuencia espacial es superior a aproximadamente 60 lp/mm (\sim 18 ciclos por grado).

21. Procedimiento según la reivindicación 20, en el que dicha alta frecuencia espacial está en el intervalo comprendido entre 60 y 100 lp/mm (\sim 18 a 30 ciclos por grado).

22. Procedimiento según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 21 para fabricar una familia de lentes intraoculares, en el que la selección comprende seleccionar por lo menos dos diseños de IOL, uno de los cuales proporciona un mejor ajuste para las prestaciones visuales de una parte de la población y el otro proporciona un mejor ajuste para las prestaciones visuales de otra parte de la población.

23. Procedimiento según la reivindicación 22, en el que la selección comprende seleccionar tres diseños de IOL para tres partes de la población, en el que dichos diseños de IOL presentan respectivamente una aberración esférica de aproximadamente -0,1, de aproximadamente -0,2 y de aproximadamente -0,3 micrones.