ES2947815T3 - Procedimiento para la fabricación de un implante ocular - Google Patents

Abstract

La invención se refiere a un implante ocular que tiene una región de implante óptico que corrige errores de imagen en el ojo para visión monofocal con agudeza visual suficiente para miopía e hipermetropía dentro de una profundidad de campo de al menos 2 dioptrías. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Procedimiento para la fabricación de un implante ocular

La invención se refiere a un procedimiento de fabricación de un implante ocular según el término genérico de la reivindicación 1.

El sistema óptico del ojo comprende principalmente la córnea como lente de entrada, el iris como diafragma anular de diámetro variable (pupila) y el cristalino del ojo. La dirección de la visión del ojo está determinada por seis músculos. El ojo puede adaptar su sistema de imagen a la luminosidad del entorno, entre otras cosas, modificando el diámetro de la pupila. El cristalino está unido a un músculo anular por fibras (fibras zonulares). La contracción de este músculo anular hace que las fibras de la zónula se aflojen y, por tanto, que las superficies del cristalino se curven más, con lo que se reduce la distancia focal del cristalino. Como resultado, en lugar de imágenes a distancia, en la retina se visualizan nítidamente imágenes a menor distancia. Este proceso se denomina acomodación. La capacidad del iris para modificar el diámetro de la pupila, así como la elasticidad y, por lo tanto, la capacidad de acomodación del cristalino disminuyen con la edad.

Los procedimientos habituales en oftalmología, optometría y óptica oftálmica para mejorar la visión consisten principalmente en corregir los defectos del sistema óptico del ojo. Entre ellos se incluyen, en particular, las gafas, las lentes de contacto, la cirugía refractiva para modificar la curvatura de la córnea, las denominadas lentes de contacto intraoculares (ICL) implantadas en la cámara anterior del ojo, las lentes intraoculares (LIO) implantadas tras la extracción del cristalino y las lentes suplementarias implantadas entre el iris y el cristalino o la lente intraocular. Para corregir la distancia focal media del ojo se utilizan lentes esféricas con simetría de rotación y procedimientos refractivos de la córnea. Con las lentes esféricas, al igual que con el ojo, los rayos de luz cercanos al rayo central se desvían de forma diferente que los rayos de luz alejados del rayo central. Esta desviación se denomina aberración esférica. Puede corregirse mediante superficies ópticas asféricas (rotacionalmente elipsoidales). En la práctica, se utilizan varios enfoques de corrección a este respecto: Corrección únicamente de la aberración esférica de la lente utilizada o de la córnea alterada quirúrgicamente, corrección de la aberración esférica de la lente utilizada en combinación con la aberración esférica media del ojo humano conocida en la bibliografía, así como corrección individual del sistema formado por el ojo de un paciente concreto y la lente o corrección corneal utilizada.

El ojo humano no tiene una simetría de rotación exacta. Las desviaciones significativas se denominan astigmatismo. Para corregir el astigmatismo se utilizan lentes tóricas (lentes cilíndricas) o una modificación tórica de la forma de la córnea.

Pero ni siquiera las lentes asférico-tóricas tienen en cuenta todos los defectos del sistema óptico del ojo. Las superficies de la córnea y el cristalino presentan irregularidades asimétricas. Además, el vértice de la córnea, el centro de la pupila, el vértice del cristalino y el punto de visión más nítida de la retina (fóvea) no suelen estar en un mismo eje. Más bien, el ojo se orienta de modo que el objeto que se desea ver con precisión se visualiza en el punto de visión más nítida (fóvea), sin tener en cuenta ningún error óptico adicional asociado del ojo. En la patente EP 0 954255 B1 o US 6.215.096 B1, se describe un procedimiento para calcular la óptica mediante la cual se pueden obtener imágenes nítidas en la retina del ojo humano.

La resolución real de la retina está limitada en la imagen ideal por la difracción de la luz. Dos puntos separados espacialmente pueden distinguirse si el máximo de intensidad luminosa del segundo punto se encuentra en el primer mínimo de difracción del primer punto. Con una abertura pupilar de 4 mm y una longitud de onda de la luz de 600 nm, esto corresponde a una distancia de unos 4 mm en la retina. El diámetro de los receptores en el punto de visión más nítida de la retina (fóvea) es de aproximadamente 1 a 3 μm. Esto significa, entre otras cosas, que incluso con una imagen ideal del ojo humano, un patrón de franjas en la imagen nunca puede dar lugar a efectos de muaré. La capacidad de acomodación del ojo, es decir, la capacidad de variar el punto focal modificando la curvatura del cristalino, disminuye continuamente desde el momento del nacimiento humano. Por ello, en el ojo normal de una persona de 45 años, los objetos situados a menos de 40 cm de distancia ya no suelen mostrarse nítidamente en la retina. El remedio son las gafas de lectura, las multifocales, las varifocales o las lentes de contacto bifocales. En el caso de las lentes de contacto multifocales, varifocales y bifocales, la dirección de la visión determina la distancia focal de la ayuda visual. La extirpación del cristalino opaco (catarata) con la consiguiente implantación de una lente intraocular también conlleva una pérdida de la capacidad de acomodación del ojo. En este caso, se utilizan ocasionalmente las llamadas lentes intraoculares acomodativas, pero hasta ahora con poco éxito. Además, en el 1 o 2 por ciento de los casos se implantan lentes intraoculares bifocales o trifocales, cuya óptica tiene dos o tres distancias focales, difractivas o refractivas. Con estas lentes intraoculares, el paciente siempre ve imágenes nítidas y borrosas simultáneamente en la retina. Ni para cerca ni para lejos se dispone de toda la cantidad de luz en cada foco.

Se conoce una lente oftálmica para un ojo por el documento EP 2365379 A1, en donde el ojo tiene una agudeza visual nítida y una profundidad de campo. La lente oftálmica comprende una óptica que tiene un eje central y una abertura transparente dispuesta alrededor del eje central. La óptica incluye una primera superficie y una segunda superficie opuesta. La primera y segunda superficies están configuradas juntas para introducir al menos alguna aberración asimétrica en el ojo para ampliar la profundidad de campo mientras se mantiene la agudeza visual en el enfoque. Además, los detalles de la fabricación de un implante ocular no se encuentran en el documento EP 2365 379 A1.

La tarea de la presente invención es crear un procedimiento para fabricar un implante ocular que pueda implantarse en el ojo y que, teniendo en cuenta el procesamiento de señales en el ojo tras la formación de imágenes ópticas, conduzca a una visión nítida a distancia y a corta distancia.

Esta tarea se resuelve según la invención mediante las características de la reivindicación 1. Las subreivindicaciones contienen otras formas de realización de la invención.

El implante ocular fabricado según la invención puede utilizarse como lente intraocular, que sustituye a la lente natural del ojo, o como sustituto de una lente artificial ya implantada. Además, el implante ocular puede utilizarse además del cristalino natural, que permanece en el ojo, para la corrección de aberraciones. Además, el implante ocular puede implantarse además de una lente intraocular que sustituye a la lente natural del ojo.

El implante ocular fabricado según la invención tiene una región de implante óptico que corrige las aberraciones del ojo y que, sobre la base de datos determinados biométricamente a partir de componentes ópticamente activos situados delante de la retina del ojo y, en su caso, de una lente ocular artificial que permanece en el ojo o de una lente ocular artificial y su posición axial y/o datos determinados por medición de frente de onda, se ajusta para una visión monofocal con una agudeza visual de al menos 0,7 (70 %), preferentemente al menos 0,8 (80 %), dentro de una profundidad de campo de al menos 2 dioptrías, preferiblemente al menos 3 dioptrías.

Los valores de agudeza visual indicados se refieren a la visión fotópica (visión diurna, visión cónica) con una anchura pupilar fisiológica, que sin embargo tiene un diámetro de al menos 3 mm.

Es preferible que el implante ocular sea resistente a las tolerancias de fabricación previstas y a las desviaciones de la posición exacta en el ojo, así como a los cambios intraoperatorios y postoperatorios previstos en el ojo, en particular en la córnea. Preferentemente, las propiedades de imagen de la región del implante óptico ajustadas para una imagen óptima garantizan la agudeza visual deseada en caso de desviaciones del asiento del implante en el ojo respecto de la posición precalculada en el intervalo de un ángulo de rotación de hasta 2,5°, preferentemente de hasta 5°, en torno al eje de dirección de la mirada (eje z) y en el intervalo de ángulos de rotación de hasta 1,5°, preferentemente de hasta 3°, en torno a los ejes laterales (eje x, eje y) perpendiculares al mismo. También es preferible que las propiedades de imagen de la zona del implante óptico ajustadas para una imagen óptima garanticen la agudeza visual deseada en caso de desviaciones del asiento del implante en el ojo con respecto a la posición precalculada en el intervalo de un desplazamiento de hasta ± 0,1 mm, preferiblemente de hasta ± 0,2 mm, en la dirección del eje de la línea de visión y en el intervalo de 0,2, mm, preferentemente hasta ± 0,4 mm, en la dirección de los ejes laterales perpendiculares a los mismos. Se prefiere especialmente que las propiedades de formación de imágenes de la zona del implante óptico ajustadas para una formación de imágenes óptima garanticen la agudeza visual deseada en caso de desviaciones del asiento del implante en el ojo con respecto a la posición precalculada en todo el "espacio de desviación" abarcado por los valores de desviación de rotación y desplazamiento especificados con anterioridad.

Al crear el implante ocular según la invención, se tiene en cuenta el procesamiento de señales en el sistema visual neural que sigue a la imagen óptica en la retina del ojo.

El proceso de la visión se compone de

a) la formación de imágenes del entorno con la ayuda del sistema óptico del ojo en la retina del ojo,

b) la conversión de los estímulos ópticos que encuentran los receptores de la retina en señales neuronales procedentes de las células ganglionares (células nerviosas) de la retina,

c) la transmisión de la señal visual desde las células ganglionares a través del nervio óptico (axones de las células ganglionares) hasta las cúspides laterales (corpora geniculata) y el procesamiento de las señales neuronales en las mismas, así como la transmisión de las señales hasta la corteza visual primaria del cerebro y su posterior procesamiento en la misma,

d) la transmisión de las señales a la corteza visual secundaria y al cerebro, así como su análisis en la corteza visual secundaria y el cerebro.

La retina contiene dos tipos de receptores de luz, a saber, unos 120 millones de bastones y unos 6 millones de conos. Los bastones se encargan de detectar las señales de poca luz. Los conos son responsables de la alta resolución espacial de los objetos y del reconocimiento de los colores. Para ello existen tres tipos diferentes de conos, que se diferencian por la longitud de onda del máximo de absorción de la luz. La mayor densidad de conos se encuentra en el punto de visión más nítida de la retina (fóvea central, fosa visual, depresión de aproximadamente 1,5 mm de diámetro en el centro de la mácula lútea, mancha amarilla). La mayor densidad de bastones se encuentra en la periferia de la fóvea central.

En total, unos 126 millones de receptores de luz envían sus señales a tan solo 1 millón de células ganglionares (células nerviosas), cuyas fibras nerviosas (fibras neuronales, axones) forman el nervio óptico (nervus opticus). De ese millón de axones, aproximadamente el 10 % se dirige al colículo superior y sirve para controlar el movimiento del ojo, el tamaño de la pupila y la acomodación del cristalino; el 90 % restante se dirige a las cúspides laterales del tálamo (corpus geniculatum laterale, CGL) y sirve para la percepción visual.

Las células nerviosas (neuronas) constan de cuerpo celular (soma), fibras neuronales (axones) con ramas y ramificaciones (dendritas). Cada neurona puede recibir señales (impulsos nerviosos, impulsos neuronales) de muchas neuronas anteriores y transmitirlas a muchas neuronas posteriores. Las señales neuronales son impulsos eléctricos de unos 100 milivoltios basados en procesos químicos. La neurona se descarga ("dispara") en un proceso de todo o nada. La amplitud del estímulo se traduce en la frecuencia y regularidad de los impulsos nerviosos. Después de cada impulso, la neurona necesita al menos de 1 a 2 milisegundos de tiempo de recuperación, es decir, la "frecuencia de disparo" máxima es de 500 a 800 impulsos por segundo. Incluso sin estímulo, las neuronas disparan a un ritmo bajo (ritmo espontáneo). Por lo tanto, la amplitud del estímulo está limitada por la frecuencia máxima de disparo y la frecuencia espontánea.

El impulso se envía desde el cuerpo celular (soma) de la neurona hasta el axón. El extremo del axón está cerca de las dendritas o del cuerpo celular de una neurona siguiente, pero separado espacialmente por una brecha (sinapsis). El impulso se transmite mediante la liberación de una sustancia química (neurotransmisor) por la neurona presináptica. Los neurotransmisores se adhieren a la membrana celular de la neurona postsináptica. En función del tipo de neurotransmisor y de la membrana celular postsináptica, el impulso presináptico puede tener un efecto estimulante (aumento de la frecuencia de disparo) o inhibidor (disminución de la frecuencia de disparo) sobre la neurona postsináptica. Cada neurona suele recibir impulsos excitatorios e inhibitorios de varias otras neuronas, que en suma aumentan, disminuyen o dejan inalterada su propia tasa de impulsos en comparación con la tasa espontánea.

Cuando las neuronas interactúan, hay que hacer una distinción simplificada entre conmutación lineal, conmutación por convergencia y conmutación por convergencia con inhibición lateral. En el circuito lineal, hay exactamente una sinapsis entre una neurona receptora y la neurona transmisora, y la señal generada en la neurona receptora solo se transmite a esta única neurona transmisora. Todas las sinapsis son excitatorias, lo que significa una transmisión lineal de la señal sin procesamiento. En el circuito de convergencia, varias neuronas receptoras convergen con sus axones al siguiente y penúltimo nivel, siendo todas las sinapsis excitatorias. Esto conduce a un aumento de la detección de señales débiles, al tiempo que disminuye la resolución espacial, por ejemplo en la retina. En el circuito de convergencia con inhibición lateral, las neuronas receptoras convergen en el siguiente nivel superior de neuronas; al mismo tiempo, las sinapsis de las neuronas laterales son inhibitorias en el siguiente nivel superior. Esto conduce a una excitación máxima cuando el estímulo tiene una cierta extensión espacial ("área ON") y a una inhibición en una extensión espacial posterior ("área OFF"). En relación con la retina, el circuito de convergencia con inhibición lateral es, entre otras cosas, la base de la "agudización de la imagen" que ya comienza a nivel retiniano. En la retina, los receptores (conos y bastones) están conectados a las células ganglionares transmisoras de forma lineal, convergente y convergente con inhibición lateral por las células bipolares, horizontales y amacrinas. El circuito de convergencia de los bastones es responsable de la alta sensibilidad lumínica, por lo que las células ganglionares sólo se "disparan" cuando se excitan simultáneamente varios bastones. Los conos de la fóvea central están conectados linealmente a las células ganglionares, lo que contribuye a una mayor resolución espacial. La zona de la retina a la que responde una única neurona de nivel superior se denomina campo receptivo de dicha neurona.

La calidad óptica de la imagen del ojo humano medio es relativamente pobre. Las superficies de la córnea y el cristalino presentan irregularidades asimétricas. Además, el vértice de la córnea, el centro de la pupila, el vértice del cristalino y el punto de visión más nítida de la retina (fóvea central) no suelen estar en un mismo eje. No obstante, el ojo se orienta de modo que el objeto que se desea ver con precisión se visualiza en el punto de visión más nítida (fóvea), sin tener en cuenta ningún error óptico adicional asociado del ojo. Por lo tanto, la imagen óptica de un punto se produce en el ojo como una mancha de diferente tamaño, dependiendo de la imperfección del aparato óptico individual. El hecho de que el ojo perciba, no obstante, imágenes nítidas se debe a su capacidad de "agudización" (procesamiento lateral del contraste), que comienza en particular en la retina.

Un punto nítido del entorno se visualiza como una mancha en la retina, como una distribución de la intensidad luminosa a través de una multitud de receptores de la función de imagen del ojo. Solo la agudización neuronal de la imagen conduce a la percepción de un punto nítido.

Incluso a una edad avanzada, el ojo humano sigue teniendo una profundidad de enfoque de unas 0,75 dioptrías. Dado que la lente natural del ojo no se acomoda a esta edad, esta "profundidad de campo" se debe presumiblemente a la capacidad de agudización neuronal de la imagen del ojo explicada con anterioridad.

En la invención, las capacidades de agudización de imágenes del ojo explicadas con anterioridad se utilizan mediante el procesamiento lateral de señales de la retina para lograr una profundidad de campo óptima mediante un implante ocular de imagen monofocal, con el que se consigue una visión nítida de objetos a diferentes distancias.

El principio de la invención es que la imagen óptica ya está optimizada de tal manera que la capacidad de procesamiento de contraste lateral del sistema visual, en primer lugar la retina, ahora solo se requiere en una medida mínima para la eliminación de aberraciones en el enfoque - por lo tanto, está disponible en una medida sustancial para la nitidez de la borrosidad causada por el desenfoque y, por lo tanto, se puede utilizar para aumentar la profundidad de campo natural.

Con referencia a las figuras, la invención se explicará con más detalle. En ellas:

Fig. 1 muestra una representación de ejemplo de la agudeza visual conseguida con un implante ocular según una realización de la invención dentro de una determinada profundidad de campo,

Fig. 2 muestra una distribución de ejemplo de la intensidad luminosa de la imagen producida en la retina del ojo por el implante ocular según la forma de realización, y

Fig. 3 muestra un ejemplo de los pasos para producir el implante ocular según la forma de realización en un diagrama de flujo.

En la Fig. 1, se muestra la agudeza visual alcanzada con un implante ocular según una forma de realización de la invención dentro de una cierta profundidad de campo, en este caso de 3 dioptrías. Esta agudeza visual es de 0,7 (70 %) para la visión de lejos (0 dioptrías) y para la visión de cerca (3 dioptrías). La agudeza visual se refiere a la capacidad del ojo para percibir dos puntos de objeto por separado cuando está óptimamente corregido por el implante ocular. Esto es posible cuando en la fóvea central de la retina entre dos conos estimulados el cono intermedio no es estimulado más del 70 %. En este caso, el tamaño de la cuadrícula es de 2 μm.

En la Fig. 2, se muestra la distribución de la intensidad luminosa de la imagen producida por el implante ocular en la retina del ojo. Esto provoca un procesamiento lateral de la señal de la retina, a través del cual se consigue una profundidad de campo óptima con una agudeza visual de al menos 0,7 (70 %) para la visión de lejos y de cerca. Antes de la implantación, el ojo se mide biométricamente (topografía de la superficie anterior y posterior de la córnea, longitud axial del globo ocular y, en el caso de implantes fáquicos e implantes intraoculares, posición y topografía de la superficie anterior y posterior del implante) y la topografía de la superficie se calcula a partir de estas mediciones en combinación con la posición prevista del implante en el ojo y el índice de refracción del material como topografía teórica objetivo del implante que se implantará en el ojo. Además, especialmente en el caso de lentes suplementarias para implantar en ojos fáquicos o pseudofáquicos, los datos necesarios para el cálculo del área óptica del implante pueden determinarse mediante la medición del frente de onda de los componentes de imagen. Para determinar las propiedades de los componentes refractivos del ojo, se examina preferentemente el segmento anterior del ojo. Para ello es adecuada, por ejemplo, una cámara Scheimpflug, con la que se pueden tomar imágenes seccionales de la cámara anterior del ojo sin contacto. Estas imágenes permiten analizar toda la córnea, la cámara anterior y el cristalino. Pueden analizarse datos geométricos como los radios centrales, la asfericidad de la córnea, las distintas curvaturas de la córnea, el ángulo de la cámara, el volumen de la cámara y la altura de la cámara anterior, así como las opacidades del cristalino. Por ejemplo, dicho análisis del segmento anterior del ojo se conoce por el documento EP 1074214 B1.

Ventajosamente, la posición del implante en el ojo también puede predecirse a partir de los datos del análisis.

A partir de estos datos obtenidos durante el análisis, así como de los índices de refracción conocidos, en particular de la córnea y del humor acuoso, se calcula una topografía teórica para el implante en una de las dos superficies del implante o para ambas superficies del implante. También se tiene en cuenta el material que se utilizará para el implante. Puede tratarse de polímeros disponibles en el mercado, como los copolímeros MMNHEMA. También se conoce un material adecuado en el documento WO 2007/062864, por ejemplo.

Sin embargo, el implante puede estar hecho de cualquier material implantable con calidad óptica.

La óptica del implante ocular; en particular, la lente implantable individual se fabrica mediante procesos estándar, en los que una de las superficies ópticas puede tener una geometría estándar (esférica, asférica o tórica) y puede fabricarse mediante torneado, fundición o moldeo por inyección-compresión. La segunda superficie óptica se fabrica preferentemente con un torno programable apto para la producción de superficies de forma libre o por irradiación láser, en particular postratamiento láser, dándose preferencia a las fases de trabajo en las que puede omitirse el pulido posterior de la superficie. También es posible la producción mediante fundición directa con herramientas de fundición de forma adecuada.

A partir de la topografía teórica, se calculan los datos de la máquina adecuados para controlar el mecanizado mecánico o el acabado por láser de la superficie de una pieza en bruto estándar. En función de estos datos de máquina, el mecanizado mecánico de la superficie de la pieza bruta estándar se lleva a cabo en una máquina de torneado o fresado adecuada, por ejemplo. Preferentemente, se utiliza una máquina de torneado y/o fresado con la que la superficie se mecaniza con tal precisión que no es necesario el pulido posterior. En el torno se utiliza preferentemente una herramienta de diamante. La pieza en bruto estándar a partir de la cual se fabrica el implante, en particular la lente intraocular individual, mediante mecanizado mecánico o procesamiento por láser es preferiblemente una pieza en bruto fabricada mediante moldeo por inyección-compresión. De este modo, se obtiene una pieza en bruto con dimensiones predeterminadas con precisión en las superficies, a partir de la cual se produce la topografía teórica mediante mecanizado mecánico o procesamiento por láser.

Con el moldeo por inyección-compresión también es posible moldear los hápticos, que sirven para fijar el implante en el ojo.

El control de calidad de la topografía de las ópticas diseñadas como superficies libres se realiza preferentemente analizando el frente de onda medido, en particular el frente de onda reflejado, para lo cual se selecciona la superficie objetivo como referencia matemática y se calculan las desviaciones de la topografía a partir del análisis del frente de onda medido con respecto al frente de onda esperado. La medición del frente de onda se realiza preferentemente a una longitud de onda en la que la luz no reflejada es absorbida por el material del implante para minimizar la superposición del frente de onda reflejado de la superficie frontal de la óptica por las reflexiones de la superficie posterior de la óptica.

La medición de la topografía de la superficie del implante puede realizarse, por ejemplo, mediante un sensor de frente de onda diseñado como sensor Shack-Hartmann. El sensor de Shack-Hartmann contiene una matriz de microlentes en cuyo plano focal se dispone un sensor de luz de resolución espacial, que puede diseñarse como un sensor CCD, por ejemplo. La topografía medida provoca frentes de onda que causan una desviación de los puntos focales de la disposición de microlentes en el sensor de luz de resolución espacial. De este modo, se pueden obtener resultados de medición de la topografía producida en la superficie del implante.

La medición mediante el sensor Shack-Hartmann puede realizarse utilizando el método de luz transmitida, en el que la luz utilizada en la medición se proyecta a través de la superficie óptica del implante. Sin embargo, también se prefiere un método de medición por reflexión, en el que la luz reflejada por la superficie del implante es detectada por el sensor de Shack-Hartmann. Estos métodos de medición son conocidos, por ejemplo, a partir del documento DE 202008004608 A1 para la detección de defectos en implantes.

Para medir la topografía de la superficie del implante también puede utilizarse un sensor topográfico que explore la superficie del área óptica del implante y que esté diseñado como sensor de distancia o sensor angular.

Dicho sensor topográfico se conoce, por ejemplo, por el documento WO 2009/124767.

La topografía medida de la superficie óptica del implante se compara con la topografía teórica. Para ello, los resultados de la medición se convierten al formato de la topografía teórica. Sin embargo, también es posible adaptar la topografía teórica al formato de la topografía medida para la comparación.

La topografía teórica puede producirse en la superficie del implante en una de las dos superficies. Sin embargo, también es posible crear topografías respectivas en ambas superficies (anterior y posterior del implante ocular) que estén diseñadas individualmente para corregir el error de refracción resultante de los componentes oculares.

En la Figura 3 adjunta, para un ejemplo de una realización, se muestran en un diagrama de flujo los diversos pasos para producir el implante ocular, en particular una lente intraocular, de acuerdo con la realización.

Claims (5)

REIVINDICACIONES

1. Procedimiento de fabricación de un implante ocular que contiene:

una región óptica de implante para corregir una aberración del ojo,

caracterizado porque

una topografía superficial de la región de implante óptico se ajusta basándose en datos determinados biométricamente de componentes ópticamente activos situados delante de la retina ocular y/o en datos determinados por medición de frente de onda para corregir aberraciones del ojo, porque la zona de implante óptico se optimiza de tal manera que la capacidad de procesamiento del contraste lateral de la retina solo se requiere en una medida mínima para corregir las aberraciones de enfoque y, por lo tanto, está disponible en una medida elevada para agudizar la visión borrosa causada por el desenfoque y aumentar la profundidad de campo natural, porque, debido a las aberraciones corregidas en la región del implante óptico, el procesamiento lateral de la señal en la retina consigue una visión monofocal óptima con una agudeza visual de al menos 0,7 (70 %) dentro de una profundidad de campo de al menos 2 dioptrías, y

porque, tras determinar una topografía teórica para al menos una de las dos superficies de la región del implante óptico, controlada por la topografía teórica determinada, al menos una de las dos superficies de una pieza en bruto estándar se mecaniza o produce por radiación láser o por colada directa mediante moldes de colada adecuadamente diseñados, y porque la topografía así producida se mide en al menos una superficie del implante y se compara con la topografía teórica.

2. Procedimiento de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque, para la determinación de la topografía teórica, se miden biométricamente los datos ópticos de al menos dos de los siguientes componentes del ojo: córnea, cámara anterior, cristalino natural, posición del cristalino natural o del cristalino artificial ya implantado que sustituye al cristalino natural con respecto a la córnea, longitud axial del globo ocular.

3. Procedimiento de acuerdo con la reivindicación 1 o 2, caracterizado porque para determinar la topografía teórica se utilizan datos geométricos y/o índices de refracción de los componentes del ojo.

4. Procedimiento de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque el asiento de la lente intraocular por implantar en el ojo se determina a partir de los datos biométricamente calculados del ojo.

5. Procedimiento de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque los datos medidos de la topografía de la superficie de la lente producidos por mecanizado mecánico o mecanizado láser y/o los datos de la topografía teórica se convierten a un formato uniforme para su comparación.